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EP3801281A1 - Verfahren und system zum ermitteln der schallgeschwindigkeit in einem fluid im bereich eines implantierten, vaskulären unterstützungssystems - Google Patents

Verfahren und system zum ermitteln der schallgeschwindigkeit in einem fluid im bereich eines implantierten, vaskulären unterstützungssystems

Info

Publication number
EP3801281A1
EP3801281A1 EP19729271.7A EP19729271A EP3801281A1 EP 3801281 A1 EP3801281 A1 EP 3801281A1 EP 19729271 A EP19729271 A EP 19729271A EP 3801281 A1 EP3801281 A1 EP 3801281A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
sound
reflector
fluid
speed
support system
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP19729271.7A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Alexander SCHLEBUSCH
Tobias Schmid
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Kardion GmbH
Original Assignee
Kardion GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Kardion GmbH filed Critical Kardion GmbH
Publication of EP3801281A1 publication Critical patent/EP3801281A1/de
Pending legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
    • A61M60/546—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current of blood flow, e.g. by adapting rotor speed
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/12—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves in body cavities or body tracts, e.g. by using catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Clinical applications
    • A61B8/0883—Clinical applications for diagnosis of the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
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    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3375—Acoustical, e.g. ultrasonic, measuring means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61M2205/70—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities
    • A61M2205/702—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities automatically during use

Definitions

  • the invention relates to a method for determining the speed of sound in a fluid in the region of an implanted vascular support system, a system for determining the speed of sound in a fluid in the region of an implanted vascular support system and an implantable, vascular support system.
  • the invention finds particular application in (fully) implanted left heart assist systems (LVAD).
  • LVAD left heart assist systems
  • An ultrasound Doppler measurement is suitable as a measuring method in which only a single ultrasound transducer is required as a transmitting and receiving element, which saves above all space in the implant.
  • the flow velocity can be calculated by the frequency shift through the Doppler effect:
  • the object of the invention is to specify a method and to provide a system with which the speed of sound in a fluid, in particular the speed of sound of blood in the region of an implanted, vascular support system can be determined.
  • a method for determining the speed of sound in a fluid in the region of an implanted, vascular support system comprising the following steps:
  • the vascular support system is preferably a cardiac support system, more preferably a ventricular assist system. Regularly, the support system serves to aid in the delivery of blood in the bloodstream of a human, and possibly patient.
  • the Support system may be at least partially arranged in a blood vessel.
  • the blood vessel is, for example, the aorta, in particular a left heart support system, or the common trunk (trunk pulmonalis) in the two pulmonary arteries, in particular in a right heart support system, preferably around the aorta.
  • the support system is preferably located at the exit of the left ventricle of the heart or left ventricle. Particularly preferably, the support system is arranged in aortic valve position.
  • the method is preferably for measuring the speed of sound in blood by means of ultrasound in a cardiac assist system.
  • the method may be for determining a fluid flow rate and / or a fluid volume flow from a ventricle of a heart, in particular from a (left) ventricle of a heart to the aorta in the region of a (fully) implanted (left) ventricular (heart -) support system.
  • the fluid is usually blood.
  • the sound velocity is preferably determined in a fluid flow or fluid volume flow which flows through the support system.
  • the method advantageously makes it possible to determine the speed of sound in the blood required for a (Doppler) measurement of the blood flow or flow rate, even outside the surgical scenario, with high quality, in particular by the implanted support system self.
  • FMCW (frequency modulated approach) -based analysis algorithm allows the explicit determination of the speed of sound so that the accuracy of the Doppler-based blood flow measurement is not affected by any uncertainty in the speed of sound.
  • the solution presented here is based, in particular, on supplementing a cardiac support system integrated Doppler volume flow sensor by one or more reflectors in a defined distance to the ultrasonic element, so that from the geometrically defined and known distance between the ultrasonic element and reflector and the measured pulse duration and / or beat frequency (so-called beat frequency) on the Sound velocity can be closed.
  • an ultrasound signal is emitted by means of an ultrasound sensor.
  • the ultrasound sensor preferably has an ultrasound element which, for example due to its oscillation, is designed to be able to emit one or more ultrasound signals.
  • the ultrasonic element is a piezoelectric element.
  • the ultrasonic sensor is preferably oriented so that an angle between the ultrasonic sound path and the main flow direction of the fluid is less than 5 °. It is also advantageous if the ultrasonic sensor is embodied in the manner of an ultrasound transducer which is set up both for transmitting and for receiving ultrasound signals, for example in that an ultrasound element can function as a transmitting and receiving element.
  • the emitted ultrasonic signal can also be referred to as a transmission signal and generally has a specific frequency and / or amplitude.
  • the transmission signal can also be pulsed or have at least one (in) pulse (in the pulse transit time approach).
  • the transmission signal can be influenced by frequency modulation, in particular for the determination of beat frequencies (in the FMCW approach).
  • the ultrasound signal is reflected on at least one sound reflector, which is in the field of view of the ultrasound sensor and at a (pre-) defined distance to the ultrasound sensor and / or to another sound (also arranged in the field of vision of the ultrasound sensor).
  • Reflector is arranged.
  • the field of view of the ultrasonic sensor is usually determined or clamped by its emission characteristic.
  • the Sound reflector arranged circumferentially along an inner circumference of a flow channel of the support system.
  • the at least one sound reflector projects at least partially into a flow path of the fluid or flow channel for the fluid through the support system. This flow path or channel can run, for example, through an (inlet) cannula or be formed by it.
  • the at least one sound reflector rotates along an (inner) surface of the cannula.
  • This defined distance between the ultrasonic sensor and the acoustic reflector is preferably in the range from 5 to 35 mm, in particular from 5 to 30 mm.
  • the at least one sound reflector may have at least one air-filled cavity.
  • the at least one sound reflector is preferably designed and / or aligned in such a way that it effects (only) a reflection or (only) reflection in the direction of the ultrasound sensor.
  • the at least one sound reflector is set up and / or aligned in such a way that it reflects incident ultrasonic waves or signals, in particular directly and / or only towards the ultrasonic sensor.
  • the at least one sound reflector is aligned so that a surface of the reflector is parallel to the incident ultrasonic wavefront.
  • the at least one sound reflector is a separate component to the further components (eg channel inner wall) of the support system which come into contact with the fluid.
  • the at least one sound reflector is attached or attached to a channel inner wall of the support system.
  • the reflected ultrasound signal is received.
  • the reflected ultrasound signal is received by means of the ultrasound sensor.
  • the received ultrasound signal can also be referred to as receive signal.
  • several reflected ultrasonic signals can also be received in step c).
  • the speed of sound in the fluid is determined using the reflected ultrasound signal.
  • the ultrasound signal can be evaluated or analyzed, for example, by means of an evaluation unit of the assistance system, in particular of the ultrasound sensor. In this case, a (pulse) runtime-based approach and / or a so-called FMCW-based approach can be exercised.
  • the ultrasound signal is reflected at at least two sound reflectors, which are arranged at different distances from the ultrasound sensor.
  • the two sound reflectors have a (pre-) defined distance from one another. This distance is preferably in the range of 1 to 10 mm.
  • the use of at least two reflectors at different distances advantageously makes it possible to further increase the accuracy, in particular since this makes it possible to compensate for uncertainties in the speed of sound of the impedance matching layer of the ultrasound transducer as well as tissue deposits possibly present thereon.
  • the at least one sound reflector has an acoustic impedance that is greater than the largest acoustic impedance of the fluid or less than the smallest acoustic impedance of the fluid.
  • the at least one sound reflector has an acoustic impedance that differs from the acoustic impedance of the fluid by at least 5 MRayl. If several sound reflectors are provided, they may have the same acoustic impedance or different acoustic impedances from each other.
  • the at least one sound reflector should have an acoustic impedance that is greater than the largest acoustic impedance of the fluid or less than the smallest acoustic impedance of the fluid.
  • the at least one sound reflector preferably has an acoustic impedance in the range from 2 to 80 MRayl. Further preferred is the at least one acoustic reflector with one or more of the following materials formed: titanium, medical grade stainless steel z. MP35N, platinum-iridium, NiTiNol.
  • the at least one sound reflector preferably has a reflection factor which is greater than the largest reflection factor of the fluid.
  • a reflection factor of the sound reflector is understood in particular to be the reflection factor of the boundary layer between the material of the sound reflector and the fluid.
  • a reflection factor of the fluid is understood to mean, in particular, the reflection factor of the boundary layer between blood cells and blood serum. If several sound reflectors are provided, they may have the same reflection factor or different reflection factors from each other. However, all existing sound reflectors should have a reflection factor that is greater than the largest reflection factor of the fluid.
  • the reflection factor of the at least one sound reflector is in the range of 0.3 to 0.99.
  • the at least one sound reflector is embedded in an embedding material.
  • the potting material preferably has an acoustic impedance that substantially corresponds to the acoustic impedance of the fluid.
  • a silicone may be used as the embedding material.
  • the embedding material preferably surrounds at least partially, preferably completely, the surface of the acoustic reflector facing towards the fluid.
  • the at least one sound reflector (by means of the embedding material) is embedded in a flat and / or smooth surface.
  • the at least one sound reflector is embedded (by means of the embedding material) in a surface whose maximum pitch is smaller than the maximum pitch of the outer surface of the sound reflector.
  • the sound velocity using a (pulse) runtime-based Evaluation algorithm is determined.
  • the speed of sound is preferably determined as a function of the defined distance at least between the ultrasonic sensor and the sound reflector or between two sound reflectors and at least one (measured) signal propagation time.
  • a cross-correlation in particular of the transmission pulse (pulse of the transmitted ultrasound signal) with the reception pulses (pulses of the received, reflected pulses reflected at the sound reflectors) delayed by the transit time (s), is particularly preferred. reflected ultrasound signals).
  • the sound velocity is determined using an FMCW-based evaluation algorithm.
  • FMCW stands for frequency-modulated continuous wave.
  • the sound velocity is preferably determined as a function of the defined distance at least between the ultrasonic sensor and the sound reflector or between two sound reflectors, a change in a frequency of an ultrasonic signal and at least one (resulting) beat frequency.
  • the speed of sound is determined as a function of the defined distance between the ultrasonic sensor and the sound reflector and / or between two sound reflectors, the slope of a frequency ramp and at least one (resulting) beat frequency.
  • a beat frequency is determined in the case of or for the FMCW-based evaluation algorithm.
  • the beat frequency can also be referred to as difference frequency and / or beat frequency.
  • the beat frequency from a superposition of the of the Ultrasonic sensor emitted ultrasonic signal (transmission signal) with the received from the ultrasonic sensor reflected ultrasonic signal (received signal) determines.
  • the number of dominant beat frequencies to be determined or determined corresponds to the number of (ultra) sound reflectors.
  • a discrete Fourier transformation (DFT) or fast Fourier transformation (FFT) can be used to determine the beat frequency.
  • a system for determining sound velocity in a fluid in the region of an implanted vascular support system comprising:
  • At least one sound reflector which is arranged in the field of view of the ultrasound sensor and at a defined distance at least to the ultrasound sensor or to another sound reflector.
  • At least two sound reflectors are arranged at different distances from the ultrasonic sensor. Furthermore, it is also preferred in the system when the at least one sound reflector is embedded in an embedding material.
  • an evaluation unit in which a pulse duration-based evaluation algorithm is stored.
  • an evaluation unit can be provided, in which an FMCW-based evaluation algorithm is stored.
  • the evaluation unit is preferably part of the support system, in particular of the ultrasonic sensor. Further preferably, the evaluation unit is set up to carry out a method proposed here.
  • the evaluation unit can have a memory in which the pulse duration-based evaluation algorithm and / or the FMCW-based evaluation algorithm is / are stored.
  • the evaluation unit a Microprocessor, which can access the memory.
  • the processing unit preferably receives data from an ultrasound element of the ultrasound sensor.
  • an implantable vascular support system comprising a system for determining the speed of sound proposed herein.
  • the support system is preferably a left ventricular cardiac assist system (LVAD) or a percutaneous, minimally invasive left ventricular assist system.
  • LVAD left ventricular cardiac assist system
  • this is preferably fully implantable.
  • the support system is located completely in the body of the patient and remains there.
  • the support system is set up or suitable for being able to be arranged at least partially in a ventricle, preferably the left ventricle of a heart and / or an aorta, in particular in the aortic valve position.
  • the support system comprises a cannula, in particular inlet cannula and a turbomachine, such as a pump.
  • the support system may further comprise an electric motor, which is regularly a part of the turbomachine.
  • the (inlet) cannula is preferably arranged so that it can lead fluid in the implanted state from a (left) ventricle of a heart to the flow machine.
  • the support system is preferably elongate and / or tubular.
  • the inlet cannula and the turbomachine are arranged in the region of opposite ends of the support system.
  • FIG. 2a is a detailed view of an implantable vascular support system
  • FIG. 2b is a detailed view of another implantable vascular support system
  • FIG. 4 shows an illustration of a system presented here
  • FIG. 5 shows an illustration of a pulse transit time-based approach that can be used here
  • FIG. 5 shows an illustration of a pulse transit time-based approach that can be used here
  • Fig. 6 is an illustration of an FMCW-based one usable here
  • FIG. 7 shows exemplary courses of real parts of impedances
  • Fig. 8a is a detail view of a system presented here
  • Fig. 8b is a detail view of another system presented here.
  • Fig. 1 shows schematically a flow of a method presented here in a regular operation.
  • the illustrated sequence of method steps a), b), c) and d) with the blocks 110, 120, 130 and 140 is merely exemplary.
  • an ultrasound signal is emitted by means of an ultrasound sensor.
  • the ultrasound signal is reflected on at least one sound reflector, which is arranged in the field of view of the ultrashort sensor and at a defined distance from the ultrasound sensor.
  • the reflected ultrasound signal is received.
  • the speed of sound in the fluid is determined using the reflected ultrasound signal.
  • the method steps a), b), and c) can also run at least partially in parallel or at the same time.
  • 2a schematically shows a detailed view of an implantable vascular support system 2.
  • FIG. 2b schematically shows a detailed view of another implantable vascular support system 2.
  • FIGS. 2a and 2b will be explained together below. The reference numbers are used uniformly.
  • FIG. 2 a shows the integration into a left ventricular microaxial pump in the aortic valve position and, in FIG. 2 b, the integration into an apically placed radial support system 2.
  • the flow direction of the fluid 1 is entered in Figures 2a and 2b by arrows.
  • an ultrasonic sensor 4 is provided, which is arranged in or on the support system 2.
  • the ultrasonic sensors 4 are exemplified in FIGS. 2a and 2b as ultrasonic transducers.
  • circumferential sound reflectors 5 are provided, which are arranged in the field of view 6 of the ultrasonic sensor 4 and each at a defined distance 7 to the ultrasonic sensor 4.
  • the flow channel can be formed in the interior of a (inlet) cannula (not shown here) of the support system 2.
  • the detailed view according to FIG. 2 a shows a tip of a support system 2 accommodating the ultrasonic sensor 4 with a micro-axial pump (not shown here).
  • a flow guide body 10 is placed here by way of example. This is not spaced apart from the ultrasound sensor 4 and is permeable to ultrasound signals.
  • the fluid 1 flows here in the direction of the pump.
  • the tip of the support system 2 shown in the detailed view according to FIG. 2 a can protrude into a ventricle (not shown here) of a heart in a preferred arrangement with the end shown here on the left, the pump at least partially in the aorta (not here) can be arranged). In this arrangement, the support system thus penetrates an aortic valve (not shown here).
  • FIG. 2b The detailed view of Fig. 2b relates to a support system 2, which is also referred to as apical radial pump.
  • the support system 2 has a turbomachine 1 1 (here pump), which discharges the fluid 1 in the radial direction as shown.
  • FIG. 3 shows schematically a radiation characteristic 12 of an ultrasonic element (not shown here).
  • FIG. 3 illustrates the field of view 6 of the ultrasound sensor (not shown here).
  • a field of view width 13 and along the abscissa (x-axis) a field of view length 14 can be measured.
  • the system comprises an ultrasound sensor 4 and two sound reflectors 5, which are arranged at different (defined) distance 7 from the ultrasound sensor 4.
  • the reflectors 5 protrude into the fluid 1 by way of example.
  • Each boundary layer between two acoustic impedances has a reflection factor at which a part of the sound energy is reflected in accordance with the quantity G.
  • the slightly different acoustic impedance of red blood cells and blood serum provides the reflected signal, which is usually used to calculate the Doppler frequency shift, from which the flow rate of the blood can be determined.
  • An (additional) reflector proposed here should preferably have the highest possible reflec- tion factor, which can be achieved in particular by an impedance mismatch with the blood, ie the acoustic impedance of the reflector should differ as clearly as possible from blood, for example by the reflector from an air-filled reflector Cavity or a metal is executed.
  • the method with only one reflector 5 can be faulty as soon as there is more than one unknown medium between the ultrasonic sensor 4 and the reflector 5.
  • the acoustic impedance (formula symbol: Zwi) and thus the speed of sound (symbol: Ci) of the matching layers 15 could change over the years due to water diffusion or it could lead to deposits 16 of cell layers (with their own acoustic impedance Zw 2 and sonic velocity C 2 ) on the ultrasonic sensor 4, so that an additional material layer of unknown thickness and / or unknown speed of sound is formed, as is illustrated in more detail in FIG. 4.
  • the differing sound velocities of the various media are entered by way of example in FIG. 4, namely the speed of sound Ci of the adaptation layers 15, the speed of sound C 2 of the deposits 16 and the speed of sound C3 of the fluid 1 (here: blood).
  • FIG. 5 schematically shows an illustration of a pulse duration-based approach that can be used here.
  • the pulse transit time-based approach reference will also be made to the depiction of the system according to FIG. 4.
  • the pulse transit time of the ultrasonic sensor 4 to the reflector 5 and back to the ultrasonic sensor 4 calculate. Since the mechanical structure of the (cardiac) support system 2 and thus the (defined) distance 7 between the ultrasound sensor 4 and the reflector 5 are known, it is possible according to the formula with the known (defined) distance 7 between the ultrasonic sensor 4 and the reflector 5 and t of the measured signal propagation time, the sought sound velocity c can be determined.
  • the sound velocity C 3 can be determined independently of the influence of additional layers between the ultrasonic sensor 4 and the reflector 5.
  • One possibility for determining the transit times t Ri and t R2 or t Ri -t R2 is the calculation of the cross-correlation 17 of the transmit pulse 3 (pulse of the transmitted ultrasound signal 3) with the delays delayed by the transit times t Ri or t R2 , at the ultrasonic reflectors 5 reflected receiving pulses 8 (pulses of the received, reflected ultrasonic signals 8).
  • the time-discrete cross-correlation 17 can be calculated for energy signal as follows: With R xy [n] the discrete cross-correlation at time n, the operator "star” as shorthand for the cross-correlation, x * [m] the conjugate complex transmission signal over all time shifts m and y [m + n] the received signal at time n all time shifts m.
  • FIG. 5 shows by way of example the result of this calculation.
  • the pulse of the emitted ultrasonic signal 3 the pulses of the received, reflected ultrasonic signals 8 and the (time-discrete) cross-correlation 17 are plotted against time 18. From the distance between z. B. the two peaks (peaks) in the cross-correlation signal 17 can - after the recalculation of the discrete time steps - the time interval t Ri - t R2 are determined.
  • Fig. 6 shows schematically an illustration of an FMCW-based approach which can be used here. In order to explain the illustration according to FIG. 6 or the FMCW-based approach, reference is also made to the illustration of the system according to FIG. 4.
  • the (ultra) sound reflectors 5 represent, in particular because of their high reflection factor, the dominant targets in the emission area of the ultrasonic sensor 4. Therefore, their beat frequencies (so-called beat frequencies) can be clearly recognized in the calculated spectrum. Since the mechanical structure of the (cardiac) support system and thus the distance between the ultrasound sensor 4 and the reflector 5 (symbol x) is known, the formula
  • the resulting beat frequency (beating frequency) in the baseband, the desired Schalgeschwindig- speed c are determined.
  • the reflectors 5 are fixed in place, the resulting beat frequency is influenced only by their distance from the ultrasound sensor 4 and the corresponding transit time of the frequency ramp in the fluid (here: blood) and, in particular, contains no speed-dependent component.
  • the beat frequency f beat.Ri is accordingly the frequency ramp reflected at the first reflector and the beat frequency fbeat, R2 of the frequency ramp reflected at the second reflector with S1 the thickness of the matching layers 15, S2 the thickness of the deposits 16, S3 the distance between deposits 16 and the first (left) reflector 5 and s 4 the distance between the first (left) reflector 5 and second (right) reflector fifth and with Ci the speed of sound in the matching layers 15, C2 the speed of sound in the deposits 16, C3 the speed of sound in the fluid 1 (here: blood).
  • the speed of sound C3 can be determined independently of the influence of additional layers between the ultrasonic sensor 4 and the reflector 5.
  • the ultrasonic frequency f o is hereby influenced by frequency modulation as an example. Sinusoidal, sawtooth, triangular or rectangular modulation types can be used. It is particularly preferable if the ultrasonic sensor or the ultrasonic element of the sensor provides a broadband resonance and that the ramp duration (symbol: T) much larger than the running time (so-called "time of flight") of the frequency ramps from the ultrasonic sensor 4 (ultrasonic transducer or transducer) to the (ultra) sound reflectors 5 and back again. The echoes of the successively transmitted, modulated ultrasonic frequency ramps reflected at the reflectors 5 are mixed down (superimposed) with the instantaneous transmission frequency ramp. The baseband signal thus generated contains the beat frequencies to be determined. These are transformed by the transformation into the frequency range z. As determined by discrete Fourier transform (DFT) or fast Fourier transformation (FFT).
  • DFT discrete Fourier transform
  • FFT fast Fourier transformation
  • FIG. 6 a possible implementation of the above-described FMCW-based approach by means of sawtooth modulation is shown.
  • the course of the frequency 19 over the time 18 is plotted.
  • both the ultrasound signal 3 (transmission signal) emitted by the ultrasound sensor and the reflected ultrasound signals 8 (reception signals) received by the ultrasound sensor are shaped in the manner of a sawtooth.
  • three are applied to the transmission signal 3 and mutually shifted reception signals 8, which would be the case, for example, if three ultrasound reflectors arranged at different distances from the ultrasound sensor were used.
  • the FMCW approach regularly uses a periodic frequency modulation, here periodic sawtooth modulation, which should be as linear as possible in order to achieve a high degree of accuracy in the measurement.
  • the modulation is usually carried out cyclically.
  • Such a passage from the lowest to the highest frequency is also called a burst (so-called burst).
  • the duration of a corresponding passage is entered in the upper diagram of FIG. 6 as a so-called chirp duration (chirp duration) 22.
  • chirp duration 23 is marked.
  • the ultrasonic sensor transmits here by way of example a linearly frequency-modulated signal with a sawtooth-shaped change of the transmission frequency 3. The same signal is received by the ultrasonic sensor after reflection on one of the ultrasonic reflectors.
  • the received signal 8 differs once in time, wherein the time difference 21 between the frequency jumps is usually proportional to the distance of the reflecting ultrasonic I-reflector from the ultrasonic sensor.
  • the difference frequency 20 between the transmission signal 3 and the reception signal 8 is the same at every point in time and is therefore also a measure of the distance of the reflecting ultrasonic reflector. This frequency difference can be evaluated in particular in the frequency domain.
  • a frequency spectrum 25 is generated here, for example, by Fieruntermixing / multiplication with the instantaneous transmission signal and by means of downstream fast Fourier transformation 24, in which the difference frequencies 20 are entered in addition to the background noise 26 are.
  • this is a multiplication of the received signal with the instantaneous transmission signal and subsequent Fourier transformation of the baseband time signal, from which the difference frequencies 20 result, which are also referred to here as beat frequencies or beat frequencies.
  • the particularly advantageous linearity can be achieved over the desired frequency band.
  • real parts 27 of the impedances of 8 MFIz piezo elements are plotted as an example over the stimulation frequency 28.
  • FIG. 8a shows schematically a detail view of a system presented here.
  • Fig. 8b shows schematically a detailed view of another system presented here.
  • FIGS. 8a and 8b will be explained together below.
  • the reference numerals are used uniformly.
  • the surface of the reflector should be parallel to the incident ultrasonic wavefront. Since uneven surfaces such as applied reflectors can cause turbulence in the flow (disadvantageous for the Doppler ultrasound measurement), the formation of thrombi as well as by occurring shear forces to additional blood damage (flaemolysis), it is expedient, the reflectors 5 with to embed an embedding material 9, as exemplified in Figures 8a and 8b.
  • the embedding material 9 is used here by way of example to provide a surface which is smoother in comparison to the reflector surface or a surface without corners and / or edges. It is particularly preferred, the to embed at least one reflector 5, in particular by means of the embedding material 9 in a flat surface.
  • the embedding material 9 should have an acoustic impedance that is as similar as possible to the fluid 1 (here: blood) and should be as thin as possible, so that no additional reflections or diffractions of the sound impulse occur, unless this additional diffraction is desired.
  • the or each reflector 5 with acoustic impedance C 4 can be embedded in a silicone with acoustic impedance C 3 ' , where C 3' is similar to the acoustic impedance C 3 of blood.
  • the solution presented here enables one or more of the following advantages:
  • the speed of sound can be determined from the resulting pulse transit time and / or ramp runtime by the reflector.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid (1) im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssystems (2), umfassend folgende Schritte: a) Aussenden eines Ultraschallsignals (3) mittels eines Ultraschallsensors (4) b) Reflektieren des Ultraschallsignals (3) an mindestens einem Schall-Reflektor (5), der im Sichtfeld (6) des Ultraschallsensors (4) und in einem definierten Abstand zumindest zum Ultraschallsensor (4) oder zu einem weiteren Schall-Reflektor (5) angeordnet ist, c) Empfangen des reflektierten Ultraschallsignals (8), d) Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in dem Fluid unter Verwendung des reflektierten Ultraschallsignals (8).

Description

Verfahren und System zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssystems
Beschreibung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssys- tems, ein System zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssystems sowie ein im- plantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem. Die Erfindung findet insbe- sondere Anwendung bei (voll-)implantierten Linksherz-Unterstützungssyste- men (LVAD).
Die Kenntnis über das tatsächlich geförderte Blutvolumen eines Flerzunterstüt- zungssystems bzw. kardialen Unterstützungssystems ist medizinisch von gro- ßer Bedeutung, insbesondere zur Regelung des (implantierten) Unterstüt- zungssystems.
Daher wird an der Integration ultraschallbasierter Volumenstrom-Messtechnik in die Unterstützungssysteme gearbeitet. Als Messverfahren bietet sich eine Ultraschall-Doppler-Messung an, bei der lediglich ein einzelner Ultraschall- wandler als Sende- und Empfangselement erforderlich ist, was vor allem Bau- raum im Implantat spart. Die Flussgeschwindigkeit kann über die Frequenz- verschiebung durch den Doppler-Effekt berechnet werden:
Mit Af der resultierenden Doppler-Frequenzverschiebung, fo der Frequenz des ausgesendeten Ultraschall-Impulses, v der Flussgeschwindigkeit des Medi- ums, c der Schallgeschwindigkeit im Medium und a dem Winkel zwischen Ult- raschall-Schallpfad und Flauptströmungsrichtung. Bei einem (Herz-)Unterstützungssystem ist v gesucht, a in der Regel bekannt und fo bekannt. Die Schallgeschwindigkeit c ist nur näherungsweise bekannt und von Zusammensetzung und Eigenschaften des Blutes abhängig. Für eine hohe Messqualität ist es daher erforderlich, die Schallgeschwindigkeit c im Blut explizit durch Messung zu ermitteln.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren anzugeben und System bereitzu- stellen, mit dem die Schallgeschwindigkeit in einem Fluid, insbesondere die Schallgeschwindigkeit von Blut im Bereich eines implantierten, vaskulären Un- terstützungssystems bestimmt werden kann.
Diese Aufgabe wird durch das in Anspruch 1 angegebene Verfahren und das in Anspruch 8 angegebene System gelöst. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Hier vorgeschlagen wird gemäß Anspruch 1 ein Verfahren zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid im Bereich eines implantierten, vaskulä- ren Unterstützungssystems, umfassend folgende Schritte:
a) Aussenden eines Ultraschallsignals mittels eines Ultraschallsensors, b) Reflektieren des Ultraschallsignals an mindestens einem Schall-Reflek- tor, der im Sichtfeld des Ultraschallsensors und in einem definierten Ab- stand zumindest zum Ultraschallsensor oder zu einem weiteren Schall- Reflektor angeordnet ist,
c) Empfangen des reflektierten Ultraschallsignals,
d) Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in dem Fluid unter Verwendung des reflektierten Ultraschallsignals.
Das vaskuläre Unterstützungssystem ist bevorzugt ein kardiales Unterstüt- zungssystem, besonders bevorzugt ein ventrikuläres Unterstützungssystem. Regelmäßig dient das Unterstützungssystem zur Unterstützung der Förderung von Blut im Blutkreislauf eines Menschen, ggf. Patienten. Das Unterstützungssystem kann zumindest teilweise in einem Blutgefäß angeord- net sein. Bei dem Blutgefäß handelt es sich beispielsweise um die Aorta, ins- besondere bei einem Linksherz-Unterstützungssystem, oder um den gemein- samen Stamm (Truncus pulmonalis) in die beiden Lungenarterien, insbeson- dere bei einem Rechtsherz-Unterstützungssystem, bevorzugt um die Aorta. Das Unterstützungssystem ist bevorzugt am Ausgang des linken Ventrikels des Herzens bzw. der linken Herzkammer angeordnet. Besonders bevorzugt ist das Unterstützungssystem in Aortenklappenposition angeordnet.
Das Verfahren dient vorzugsweise zur Messung der Schallgeschwindigkeit in Blut mittels Ultraschall in einem Herzunterstützungssystem. Das Verfahren kann zur Bestimmung einer Fluid-Strömungsgeschwindigkeit und/oder eines Fluid-Volumenstroms aus einem Ventrikel eines Herzens, insbesondere von einem (linken) Ventrikel eines Herzens hin zur Aorta im Bereich eines (voll- )implantierten, (links-)ventrikulären (Herz-)Unterstützungssystems beitragen. Bei dem Fluid handelt es sich regelmäßig um Blut. Bevorzugt wird die Schall geschwindigkeit in einem Fluidstrom bzw. Fluid-Volumenstrom bestimmt, der durch das Unterstützungssystem hindurch strömt. Das Verfahren ermöglich in vorteilhafter Weise, dass die für eine (Doppler-)Messung der Blut-Fluss- bzw. Strömungsgeschwindigkeit benötigte Schallgeschwindigkeit im Blut auch au- ßerhalb des OP-Szenarios mit hoher Qualität bestimmt werden kann, insbe- sondere durch das implantierte Unterstützungssystem selbst.
Insbesondere durch die Integration eines oder mehrerer Schall-Reflektoren im Sichtfeld eines Doppler-Ultraschallsensors eines Herzunterstützungs-Sys- tems, insbesondere in Kombination mit der Ergänzung eines zusätzlichen Aus- wertealgorithmus, insbesondere eines zusätzlichen
FMCW(Frequenzmodulierter Ansatz)-basierten Auswertealgorithmus wird die explizite Bestimmung der Schallgeschwindigkeit ermöglicht, sodass die Ge- nauigkeit der Doppler-basierten Blutflussmessung nicht durch Unsicherheiten in der Schallgeschwindigkeit beeinflusst wird. Die hier vorgestellte Lösung fußt insbesondere auf einer Ergänzung eines Herzunterstützungssystems mit integriertem Doppler-Volumenstromsensor um ein oder mehrere Reflektoren in definiertem Abstand zum Ultraschall-Element, sodass aus der geometrisch definierten und bekannten Wegstrecke zwischen Ultraschall-Element und Re- flektor sowie der gemessenen Pulslaufzeit und/oder Schwebungsfrequenz (sog. Beat-Frequenz) auf die Schallgeschwindigkeit geschlossen werden kann.
In Schritt a) erfolgt ein Aussenden eines Ultraschallsignals mittels eines Ultra- schallsensors. Hierzu weist der Ultraschallsensor vorzugsweise ein Ultra- schall-Element auf, das beispielsweise aufgrund seiner Schwingung dazu ein- gerichtet ist, ein oder mehrere Ultraschallsignale aussenden zu können. Be- sonders bevorzugt ist für das Ultraschall-Element ein Piezo-Element. Weiter- hin bevorzugt ist der Ultraschallsensor so ausgerichtet, dass ein Winkel zwi- schen Ultraschall-Schallpfad und Hauptströmungsrichtung des Fluids kleiner als 5° ist. Es ist auch vorteilhaft, wenn der Ultraschallsensor in der Art eines Ultraschallwandlers ausgeführt ist, der sowohl zum Senden als auch zum Empfangen von Ultraschallsignalen eingerichtet ist, beispielsweise dadurch, dass ein Ultraschall-Element als Sende- und Empfangselement fungieren kann. Das ausgesendete Ultraschallsignal kann auch als Sendesignal be- zeichnet werden und weist in der Regel eine bestimmte Frequenz und/oder Amplitude auf. Darüber hinaus kann das Sendesignal auch gepulst sein bzw. mindestens einen (Im-)Puls aufweisen (beim Pulslaufzeit-Ansatz). Weiterhin bevorzugt kann das Sendesignal durch Frequenzmodulation beeinflusst wer- den, insbesondere zur Bestimmung von Beat-Frequenzen (beim FMCW- Ansatz).
In Schritt b) erfolgt ein Reflektieren des Ultraschallsignals an mindestens ei- nem Schall-Reflektor, der im Sichtfeld des Ultraschallsensors und in einem (vor-)definierten Abstand zum Ultraschallsensor und/oder zu einem weiteren (ebenfalls im Sichtfeld des Ultraschallsensors angeordneten) Schall -Reflektor angeordnet ist. Das Sichtfeld des Ultraschallsensors wird üblicherweise durch dessen Abstrahlcharakteristik bestimmt bzw. aufgespannt. Bevorzugt ist der Schall-Reflektor entlang eines Innenumfangs eines Strömungskanals des Un- terstützungssystems umlaufend angeordnet. Bevorzugt ragt der mindestens eine Schall-Reflektor zumindest teilweise in einen durch das Unterstützungs- system hindurch verlaufenden Strömungsweg des Fluids bzw. Strömungska- nal für das Fluid hinein. Dieser Strömungsweg bzw. -kanal kann beispiels- weise durch eine (Einlauf-)Kanüle verlaufen bzw. durch diese gebildet sein. Hierbei ist es besonders bevorzugt, wenn der mindestens eine Schall-Reflek- tor entlang einer (Innen-)Oberfläche der Kanüle umläuft. Dieser definierte Ab- stand zwischen Ultraschallsensor und Schall-Reflektor liegt vorzugsweise im Bereich von 5 bis 35 mm, insbesondere von 5 bis 30 mm.
Der mindestens eine Schall-Reflektor kann mindestens eine luftgefüllte Kavität aufweisen. Vorzugsweise ist der mindestens eine Schall-Reflektor so eingeri- chet und/oder ausgerichtet, dass er (nur) eine Reflexion bzw. (nur) Reflexio- nen in Richtung des Ultraschall-Sensors bewirkt. Mit anderen Worten ausge- drückt, ist der mindestens eine Schall-Reflektor so eingerichtet und/oder aus- gerichtet, dass er einfallende Ultraschall-Wellen bzw. -Signale insbesondere unmittelbar und/oder nur hin zu dem Ultraschall-Sensor reflektiert. Weiterhin bevorzugt ist der mindestens eine Schall-Reflektor so ausgerichtet, dass eine Oberfläche des Reflektors parallel zur einfallenden Ultraschall-Wellenfront liegt. Vorzugsweise ist der mindestens eine Schall-Reflektor ein zu den weite- ren mit dem Fluid in Kontakt kommenden Komponenten (z. B. Kanalinnen- wand) des Unterstützungssystems separates Bauteil. Bevorzugt ist der min- destens eine Schall-Reflektor an einer Kanalinnenwand des Unterstützungs- systems angebracht bzw. befestigt.
In Schritt c) erfolgt ein Empfangen des reflektierten Ultraschallsignals. Vor- zugsweise wird das reflektierte Ultraschallsignal mittels des Ultraschall-Sen- sors empfangen. Das empfangene Ultraschallsignal kann auch als Empfangs- signal bezeichnet werden. Insbesondere wenn mehrere Schall-Reflektoren vorgesehen sind, können in Schritt c) auch mehrere reflektierte Ultraschallsig- nale empfangen werden. In Schritt d) erfolgt ein Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in dem Fluid unter Verwendung des reflektierten Ultraschallsignals. Hierzu kann das Ultraschall signal beispielsweise mittels einer Auswerteeinheit des Unterstützungssys- tems, insbesondere des Ultraschall-Sensors ausgewertet bzw. analysiert wer- den. Hierbei kann ein (Puls-)Laufzeit-basierter Ansatz und/oder ein sog. FMCW-basierter Ansatz ausgeübt werden.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass das Ultra- schallsignal an mindestens zwei Schall-Reflektoren reflektiert wird, die in un- terschiedlichem Abstand zum Ultraschallsensor angeordnet sind. In der Regel weisen die zwei Schall-Reflektoren einen (vor-)definierten Abstand zueinander auf. Dieser Abstand liegt bevorzugt im Bereich von 1 bis 10 mm. Die Verwen- dung von mindestens zwei Reflektoren in unterschiedlichem Abstand ermög- licht in vorteilhafter Weise, dass die Genauigkeit weiter gesteigert werden kann, insbesondere da dadurch Unsicherheiten in der Schallgeschwindigkeit der Impedanz-Anpassschicht des Ultraschallwandlers sowie möglicherweise darauf vorhandenen Gewebeablagerungen kompensiert werden können. Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass der mindes- tens eine Schall-Reflektor eine akustische Impedanz aufweist, die größer ist als die größte akustische Impedanz des Fluids oder kleiner ist als die kleinste akustische Impedanz des Fluids. Vorzugsweise weist der mindestens eine Schall-Reflektor eine akustische Impedanz auf, die sich um mindestens 5 MRayl von der akustischen Impedanz des Fluids unterscheidet. Wenn meh- rere Schall-Reflektoren vorgesehen sind, können diese dieselbe akustische Impedanz oder voneinander verschiedene akustische Impedanzen haben. Da- bei sollten jedoch alle vorhandenen Schall-Reflektoren eine akustische Impe- danz aufweisen, die jeweils größer ist als die größte akustische Impedanz des Fluids oder kleiner ist als die kleinste akustische Impedanz des Fluids. Weiter- hin bevorzugt weist der mindestens eine Schall-Reflektor eine akustische Im- pedanz im Bereich von 2 bis 80 MRayl auf. Weiterhin bevorzugt wird der mindestens eine Schall-Reflektor mit einem oder mehreren der folgenden Ma- terialien gebildet: Titan, medizinischer Edelstahl z. B. MP35N, Platin-Iridium, NiTiNol.
Weiterhin bevorzugt weist der mindestens eine Schall-Reflektor einen Reflexi- onsfaktor auf, der größer ist als der größte Reflexionsfaktor des Fluids. Unter einem Reflexionsfaktor des Schall-Reflektors wird hier insbesondere der Re- flexionsfaktor der Grenzschicht zwischen dem Material des Schall-Reflektors und dem Fluid verstanden. Unter einem Reflexionsfaktor des Fluids wird hier insbesondere der Reflexionsfaktor der Grenzschicht zwischen Blutkörperchen und Blutserum verstanden. Wenn mehrere Schall-Reflektoren vorgesehen sind, können diese denselben Reflexionsfaktor oder voneinander verschie- dene Reflexionsfaktoren haben. Dabei sollten jedoch alle vorhandenen Schall- Reflektoren einen Reflexionsfaktor aufweisen, der jeweils größer ist als der größte Reflexionsfaktor des Fluids. Vorzugsweise liegt der Reflexionsfaktor des mindestens einen Schall -Reflektors im Bereich von 0,3 bis 0,99.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass der mindes- tens eine Schall-Reflektor in einem Einbettungsmaterial eingebettet ist. Das Einbettungsmaterial hat vorzugsweise eine akustische Impedanz, die im We- sentlichen der akustischen Impedanz des Fluids entspricht. Beispielsweise kann als Einbettungsmaterial ein Silikon verwendet werden. Weiterhin bevor- zugt umgibt das Einbettungsmaterial die hin zu dem Fluid weisende Oberflä- che des Schall-Reflektors zumindest teilweise, bevorzugt vollständig. Beson- ders bevorzugt ist der mindestens eine Schall-Reflektor (mittels des Einbet- tungsmaterials) in eine ebene und/oder glatte Oberfläche eingebettet. Vor- zugsweise ist der mindestens eine Schall-Reflektor (mittels des Einbettungs- materials) in eine Oberfläche eingebettet, deren maximale Steigung kleiner ist als die maximale Steigung der Außenoberfläche des Schall -Reflektors.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass die Schall geschwindigkeit unter Verwendung eines (Puls-)Laufzeit-basierten Auswertealgorithmus ermittelt wird. Dies bedeutet mit anderen Worten insbe- sondere, dass zur Bestimmung der Schallgeschwindigkeit ein (Puls-)Laufzeit -basierter Auswertealgorithmus verwendet wird. Bevorzugt wird bei dem Puls- laufzeit-basierten Auswertealgorithmus die Schallgeschwindigkeit in Abhän- gigkeit des definierten Abstands zumindest zwischen Ultraschallsensor und Schall-Reflektor oder zwischen zwei Schall-Reflektoren und mindestens einer (gemessenen) Signallaufzeit bestimmt. Besonders bevorzugt wird zur Bestim- mung der Signallaufzeit(en) eine Kreuzkorrelation, insbesondere des Sende- pulses (Puls des ausgesendeten Ultraschallsignals) mit den durch die Lauf- zeit(en) verzögerten, an den Schall-Reflektoren reflektierten Empfangspulsen (Pulse der empfangenen, reflektierten Ultraschallsignale) verwendet.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass die Schall geschwindigkeit unter Verwendung eines FMCW-basierten Auswertealgorith- mus ermittelt wird. Dies bedeutet mit anderen Worten insbesondere, dass zur Bestimmung der Schallgeschwindigkeit ein FMCW-basierter Auswertealgo- rithmus verwendet wird. FMCW steht hierbei für frequenzmodulierter Dauer- strich (engl frequency modulated continuous wave).
Bevorzugt wird bei dem FMCW-basierten Auswertealgorithmus die Schallge- schwindigkeit in Abhängigkeit des definierten Abstands zumindest zwischen Ultraschallsensor und Schall-Reflektor oder zwischen zwei Schall-Reflektoren, einer Änderung einer Frequenz eines Ultraschallsignals und mindestens einer (resultierenden) Schwebungsfrequenz bestimmt. Besonders bevorzugt wird die Schallgeschwindigkeit in Abhängigkeit des definierten Abstands zwischen Ultraschallsensor und Schall-Reflektor und/oder zwischen zwei Schall-Reflek- toren, der Steigung einer Frequenzrampe und mindestens einer (resultieren- den) Schwebungsfrequenz bestimmt.
Bevorzugt wird bei dem bzw. für den FMCW-basierten Auswertealgorithmus eine Schwebungsfrequenz bestimmt. Die Schwebungsfrequenz kann auch als Differenzfrequenz und/oder Beat-Frequenz bezeichnet werden. Vorteilhafter- weise wird die Schwebungsfrequenz aus einer Überlagerung des von dem Ultraschallsensor ausgesendeten Ultraschallsignals (Sendesignals) mit dem von dem Ultraschallsensor empfangenen reflektierten Ultraschallsignal (Emp- fangssignal) bestimmt. In der Regel entspricht die Anzahl der zu bestimmen- den bzw. bestimmten, dominanten Schwebungsfrequenzen der Anzahl der (Ultra-)Schall-Reflektoren. Weiterhin bevorzugt kann zur Bestimmung der Schwebungsfrequenz eine Diskrete Fourier-Transformation (DFT) oder schnelle Fourier-Transformation (FFT) verwendet werden.
Nach einem weiteren Aspekt wird ein System zum Ermitteln der Schallge- schwindigkeit in einem Fluid im Bereich eines implantierten, vaskulären Unter- stützungssystems vorgeschlagen, umfassend:
einen Ultraschallsensor, der in oder an dem Unterstützungssystem an- geordnet ist,
mindestens einen Schall-Reflektor, der im Sichtfeld des Ultra- schallsensors und in einem definierten Abstand zumindest zum Ultra schallsensor oder zu einem weiteren Schall -Reflektor angeordnet ist.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass mindestens zwei Schall-Reflektoren in unterschiedlichem Abstand zum Ultraschallsensor angeordnet sind. Weiterhin ist es auch bei dem System bevorzugt, wenn der mindestens eine Schall-Reflektor in einem Einbettungsmaterial eingebettet ist.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass eine Aus- werteeinheit vorgesehen ist, in der ein Pulslaufzeit-basierter Auswertealgorith- mus hinterlegt ist. Alternativ oder kumulativ kann eine Auswerteeinheit vorge- sehen sein, in der ein FMCW-basierter Auswertealgorithmus hinterlegt ist. Die Auswerteeinheit ist bevorzugt Bestandteil des Unterstützungssystems, insbe- sondere des Ultraschallsensors. Weiterhin bevorzugt ist die Auswerteeinheit eingerichtet zur Durchführung eines hier vorgeschlagenen Verfahrens. Die Auswerteeinheit kann einen Speicher aufweisen, in dem der Pulslaufzeit-ba- sierte Auswertealgorithmus und/oder der FMCW-basierte Auswertealgorith- mus hinterlegt ist bzw. sind. Darüber hinaus kann die Auswerteeinheit einen Mikroprozessor umfassen, der auf den Speicher zugreifen kann. Die Verarbei- tungseinheit empfängt vorzugsweise Daten von einem Ultraschallelement des Ultraschallsensors.
Nach einem weiteren Aspekt wird ein implantierbares, vaskuläres Unterstüt- zungssystem vorgeschlagen, umfassend ein hier vorgeschlagenes System zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit. Bei dem Unterstützungssystem han- delt es sich vorzugsweise um ein linksventrikuläres Herzunterstützungssystem (LVAD) bzw. ein perkutanes, minimalinvasives Linksherz-Unterstützungssys- tem. Weiterhin bevorzugt ist dieses voll-implantierbar. Das bedeutet mit ande- ren Worten insbesondere, dass das Unterstützungssystem sich vollständig im Körper des Patienten befindet und dort verbleibt. Besonders bevorzugt ist das Unterstützungssystem so eingerichtet bzw. dazu geeignet, dass es zumindest teilweise in einem Ventrikel, bevorzugt dem linken Ventrikel eines Herzens und/oder einer Aorta, insbesondere in Aortenklappenposition angeordnet wer- den kann.
Weiterhin bevorzugt umfasst das Unterstützungssystem eine Kanüle, insbe- sondere Einlaufkanüle und eine Strömungsmaschine, wie etwa eine Pumpe. Das Unterstützungssystem kenn weiterhin einen Elektromotor aufweisen, der dabei regelmäßig ein Bestandteil der Strömungsmaschine ist. Die (Einlauf- )Kanüle ist vorzugsweise so eingerichtet, dass sie im implantierten Zustand Fluid aus einem (linken) Ventrikel eines Herzens hin zu der Strömungsma- schine führen kann. Das Unterstützungssystem ist vorzugsweise länglich und/oder schlauchartig gebildet. Bevorzugt sind die Einlaufkanüle und die Strömungsmaschine im Bereich einander gegenüberliegender Enden des Un- terstützungssystems angeordnet.
Die im Zusammenhang mit dem Verfahren erörterten Details, Merkmale und vorteilhaften Ausgestaltungen können entsprechend auch bei dem hier vorge- stellten System und/oder dem Unterstützungssystem auftreten und umgekehrt. Insoweit wird auf die dortigen Ausführungen zur näheren Charak- terisierung der Merkmale vollumfänglich Bezug genommen.
Die hier vorgestellte Lösung sowie deren technisches Umfeld werden nachfol- gend anhand der Figuren näher erläutert. Es ist darauf hinzuweisen, dass die Erfindung durch die gezeigten Ausführungsbeispiele nicht beschränkt werden soll. Insbesondere ist es, soweit nicht explizit anders dargestellt, auch möglich, Teilaspekte der in den Figuren erläuterten Sachverhalte zu extrahieren und mit anderen Bestandteilen und/oder Erkenntnissen aus anderen Figuren und/oder der vorliegenden Beschreibung zu kombinieren. Es zeigen schema- tisch:
Fig. 1 einen Ablauf eines hier vorgestellten Verfahrens bei einem regulä- ren Betriebsablauf,
Fig. 2a eine Detailansicht eines implantierbaren, vaskulären Unterstüt- zungssystems,
Fig. 2b eine Detailansicht eines weiteren implantierbaren, vaskulären Un- terstützungssystems,
Fig. 3 eine Abstrahlcharakteristik eines Ultraschallelements, Fig. 4 eine Veranschaulichung eines hier vorgestellten Systems, Fig. 5 eine Veranschaulichung eines hier verwendbaren Pulslaufzeit-ba- sierten Ansatzes,
Fig. 6 eine Veranschaulichung eines hier verwendbaren FMCW-basierten
Ansatzes,
Fig. 7 beispielhafte Verläufe von Realteilen von Impedanzen, Fig. 8a eine Detailansicht eines hier vorgestellten Systems, und
Fig. 8b eine Detailansicht eines weiteren hier vorgestellten Systems.
Fig. 1 zeigt schematisch einen Ablauf eines hier vorgestellten Verfahrens bei einem regulären Betriebsablauf. Die dargestellte Reihenfolge der Verfahrens- schritte a), b), c) und d) mit den Blöcken 110, 120, 130 und 140 ist lediglich beispielhaft. In Block 110 erfolgt ein Aussenden eines Ultraschallsignals mit- tels eines Ultraschallsensors. In Block 120 erfolgt ein Reflektieren des Ultra- schallsignals an mindestens einem Schall-Reflektor, der im Sichtfeld des Ult- raschallsensors und in einem definierten Abstand zum Ultraschallsensor an- geordnet ist. In Block 130 erfolgt ein Empfangen des reflektierten Ultraschall- signals. In Block 140 erfolgt ein Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in dem Fluid unter Verwendung des reflektierten Ultraschallsignals.
Insbesondere die Verfahrensschritte a), b), und c) können auch zumindest teil- weise parallel oder zeitgleich ablaufen. Fig. 2a zeigt schematisch eine Detailansicht eines implantierbaren, vaskulären Unterstützungssystems 2. Fig. 2b zeigt schematisch eine Detailansicht eines weiteren implantierbaren, vaskulären Unterstützungssystems 2. Die Figuren 2a und 2b werden nachfolgend gemeinsam erläutert. Die Bezugszeichen wer- den einheitlich verwendet.
Das hier vorgestellte Verfahren ist prinzipiell in alle Bauformen von Flerzunter- stützungssystemen integrierbar. Beispielhaft soll hier in Fig. 2a die Integration in eine linksventrikuläre Mikroaxialpumpe in Aortenklappenposition sowie in Fig. 2b die Integration in ein apikal platziertes radiales Unterstützungssystem 2 gezeigt werden. Die Strömungsrichtung des Fluids 1 ist in den Figuren 2a und 2b durch Pfeile eingetragen. Es ist jeweils ein Ultraschallsensor 4 vorgesehen, der in oder an dem Unterstützungssystem 2 angeordnet ist. Die Ultraschallsensoren 4 sind in den Figuren 2a und 2b beispielhaft als Ultraschall-Wandler ausgeführt. Zu dem sind jeweils zwei entlang eines Innenumfangs eines Strömungskanals des Unterstützungssystems 2 umlaufende Schall-Reflektoren 5 vorgesehen, die im Sichtfeld 6 des Ultraschallsensors 4 und jeweils in einem definierten Abstand 7 zum Ultraschallsensor 4 angeordnet sind. Der Strömungskanal kann insbesondere bei der Ausführungsform nach Fig. 2a im Innern einer (Ein- lauf-)Kanüle (hier nicht dargestellt) des Unterstützungssystems 2 gebildet sein.
Die Detailansicht nach Fig. 2a zeigt eine den Ultraschallsensor 4 aufneh- mende Spitze eines Unterstützungssystems 2 mit einer Mikroaxialpumpe (hier nicht dargestellt). Unmittelbar vor dem Ultraschallsensor 4 ist hier beispielhaft ein Strömungs-Leitkörper 10 platziert. Dieser ist nicht zu dem Ultra- schallsensor 4 beabstandet und durchlässig für Ultraschallsignale. Das Fluid 1 strömt hier in Richtung der Pumpe. Die in der Detailansicht nach Fig. 2a gezeigte Spitze des Unterstützungssystems 2 kann in einer bevorzugten An- ordnung mit dem hier links dargestellten Ende in einen Ventrikel (hier nicht dargestellt) eines Herzens hinein ragen, wobei die Pumpe zumindest teilweise in der Aorta (hier nicht dargestellt) angeordnet sein kann. Bei dieser Anord- nung durchdringt das Unterstützungssystem somit eine Aortenklappe (hier nicht dargestellt).
Die Detailansicht nach Fig. 2b betrifft ein Unterstützungssystem 2, das auch als apikale Radialpumpe bezeichnet wird. Das Unterstützungssystem 2 weist eine Strömungsmaschine 1 1 (hier Pumpe) auf, die das Fluid 1 wie gezeigt in radialer Richtung austrägt.
In beiden exemplarischen Pumpenvarianten wird der Ultraschallsensor 4, ins- besondere ein Ultraschall-Element des Ultraschallsensors 4 üblicherweise derart platziert, dass der Winkel zur Strömung a = 0° (Null Grad) beträgt und somit eine bestmögliche Dopplerverschiebung realisiert werden kann.
Fig. 3 zeigt schematisch eine Abstrahlcharakteristik 12 eines Ultraschallele- ments (hier nicht dargestellt). Die Abstrahlcharakteristik 12 eines Ultra- schallsensors bzw. eines Ultraschallelements des Ultraschallsensors ist in der Regel keulenförmig mit einer geradeaus gerichteten Hauptstrahlrichtung. Dies ist in Fig. 3 exemplarisch für einen Kreisscheiben-Ultraschall-Wandler(Trans- ducer) von 3 mm Durchmesser bei fo = 4 MHz gezeigt. Mit anderen Worten veranschaulicht Fig. 3 das Sichtfeld 6 des Ultraschallsensors (hier nicht dar- gestellt). Entlang der Ordinate (y-Achse) kann eine Sichtfeldbreite 13 und ent- lang der Abszisse (x-Achse) kann eine Sichtfeldlänge 14 gemessen werden.
Fig. 4 zeigt schematisch eine Veranschaulichung eines hier vorgestellten Sys- tems. Das System umfasst einen Ultraschallsensor 4 und zwei Schall-Reflek- toren 5, die in unterschiedlichem (definierten) Abstand 7 zum Ultra- schallsensor 4 angeordnet sind. Die Reflektoren 5 ragen beispielhaft in das Fluid 1 hinein.
Jede Grenzschicht zwischen zwei akustischen Impedanzen weist einen Refle- xionsfaktor auf, an dem entsprechend der Größe G ein Teil der Schallenergie reflektiert wird.
Dabei ist Zwi die Wellenimpedanz vor der Sprungstelle sowie ZW2 die Wellen- impedanz nach der Sprungstelle.
Die geringfügig unterschiedliche akustische Impedanz von roten Blutkörper- chen und Blutserum sorgt beispielsweise für das reflektierte Signal, das in der Regel zur Berechnung der Doppler-Frequenzverschiebung herangezogen wird, woraus die Strömungsgeschwindigkeit des Bluts ermittelt werden kann. Ein hier vorgeschlagener (zusätzlicher) Reflektor sollte vorzugsweise einen möglichst hohen Reflesionsfaktor aufweisen, was insbesondere durch eine Im- pedanzfehlanpassung zum Blut erreicht werden kann, das heißt die akustische Impedanz des Reflektors sollte sich möglichst deutlich von Blut unterscheiden, beispielsweise indem der Reflektor aus einer luftgefüllten Kavität oder einem Metall ausgeführt ist.
Das Verfahren mit nur einem Reflektor 5 kann fehlerbehaftet sein, sobald sich zwischen Ultraschallsensor 4 und Reflektor 5 mehr als ein unbekanntes Me- dium befindet. Beispielsweise könnte sich die akustische Impedanz (Formel- zeichen: Zwi) und damit die Schallgeschwindigkeit (Formelzeichen: Ci) der Anpassschichten 15 durch Wasser-Diffusion über die Jahre ändern oder es könnte zu Ablagerungen 16 von Zellschichten (mit eigener akustischer Impe- danz Zw 2 und Schallgeschwindigkeit C2) auf dem Ultraschallsensor 4 kommen, sodass eine zusätzliche Materialschicht unbekannter Dicke und/oder unbe- kannter Schallgeschwindigkeit entsteht, wie dies in Fig. 4 näher veranschau- licht ist. In diesem Zusammenhang sind in Fig. 4 die sich unterscheidenden Schallgeschwindigkeiten der verschiedenen Medien beispielhaft eingetragen, nämlich die Schallgeschwindigkeit Ci der Anpassschichten 15, die Schallge- schwindigkeit C2 der Ablagerungen 16 sowie die Schallgeschwindigkeit C3 des Fluids 1 (hier: Blut).
Fig. 5 zeigt schematisch eine Veranschaulichung eines hier verwendbaren Pulslaufzeit-basierten Ansatzes. Zur Erläuterung der Darstellung nach Fig. 5 bzw. des Pulslaufzeit-basierten Ansatzes wird weiterhin auch auf die Veran- schaulichung des Systems gemäß Fig. 4 Bezug genommen.
Zusätzlich zur kontinuierlich an jedem Streuteilchen des Fluids 1 (hier: Bluts; insbesondere am jeweiligen Übergang von Blutserum zu Blutkörperchen) re- flektierten Ultraschall-Leistung kommt es an den Reflektoren 5 zu deutlichen Echos, die in den empfangenen Amplituden-Zeit-Daten identifiziert werden können. Darüber hinaus lässt sich die Impulslaufzeit vom Ultraschallsensor 4 zum Reflektor 5 und zurück zum Ultraschallsensor 4 berechnen. Da der me- chanische Aufbau des (Herz-)Unterstützungssystems 2 und damit der (defi- nierte) Abstand 7 zwischen Ultraschallsensor 4 und Reflektor 5 bekannt ist, kann nach der Formel mit s dem bekannten (definierten) Abstand 7 zwischen Ultraschallsensor 4 und Reflektor 5 und t der gemessenen Signallaufzeit, die gesuchte Schallge- schwindigkeit c bestimmt werden.
Bei Verwendung von zwei Reflektoren 5 mit unterschiedlichem Abstand 7, wie dies in Fig. 4 gezeigt ist, beträgt demnach die Laufzeit tRi des am ersten Re- flektor 5 gestreuten Impulses
Und die Laufzeit tR2 des am zweiten Reflektor 5 gestreuten Impulses mit si der Dicke der Anpassschichten 15, S2 der Dicke der Ablagerungen 16, S3 dem Abstand zwischen Ablagerungen 16 und dem ersten (linken) Reflektor 5 und s4 dem Abstand zwischen erstem (linkem) Reflektor 5 und zweiten (rech- tem) Reflektor 5 sowie mit Ci der Schallgeschwindigkeit in den Anpassschich- ten 15, C2 der Schallgeschwindigkeit in den Ablagerungen 16, C3 der Schallge- schwindigkeit im Fluid 1 (hier: Blut).
Da die Anpassschichten 15 mit der Schallgeschwindigkeit Ci und die Ablage- rungen 16 mit der Schallgeschwindigkeit C2 gleichermaßen auf beide Impulse wirken, enthält die Differenz der Signallaufzeiten tR2 - tRi nur Komponenten im gesuchten bzw. hier relevanten (Fluid-)Bereich mit der (gesuchten) Schallge- schwindigkeit C3:
Da der Abstand s4 der beiden Reflektoren 5 zueinander bekannt ist, kann un- abhängig vom Einfluss von zusätzlichen Schichten zwischen Ultraschallsensor 4 und Reflektor 5 die Schallgeschwindigkeit C3 bestimmt werden.
Eine Möglichkeit zur Bestimmung der Laufzeiten tRi und tR2 bzw. tRi - tR2 ist die Berechnung der Kreuzkorrelation 17 des Sendepulses 3 (Puls des ausgesen- deten Ultraschallsignals 3) mit den durch die Laufzeiten tRi oder tR2 verzöger- ten, an den Ultraschall-Reflektoren 5 reflektierten Empfangspulsen 8 (Pulse der empfangenen, reflektierten Ultraschallsignale 8). Die zeitdiskrete Kreuz- korrelation 17 kann für Energiesignal wie folgt berechnet werden: Mit Rxy [ n ] der diskreten Kreuzkorrelation zum Zeitpunkt n, dem Operator „Stern“ als Kurzschreibweise für die Kreuzkorrelation, x* [ m ] dem konjugiert komplexen Sendesignal über alle Zeitverschiebungen m und y[m+n] dem Empfangssignal zum Zeitpunkt n über alle Zeitverschiebungen m .
Die Darstellung nach Fig. 5 zeigt exemplarisch das Ergebnis dieser Berech- nung. In Fig. 5 sind der Puls des ausgesendeten Ultraschallsignals 3, die Pulse der empfangenen, reflektierten Ultraschallsignale 8 sowie die (zeitdiskrete) Kreuzkorrelation 17 über der Zeit 18 aufgetragen. Aus dem Abstand zwischen z. B. den beiden Spitzen (Peaks) im Kreuzkorrelationssignal 17 kann - nach der Rückrechnung der diskreten Zeitschritte - der zeitliche Abstand tRi - tR2 ermittelt werden. Fig. 6 zeigt schematisch eine Veranschaulichung eines hier verwendbaren FMCW-basierten Ansatzes. Zur Erläuterung der Darstellung nach Fig. 6 bzw. des FMCW-basierten Ansatzes wird weiterhin auch auf die Veranschaulichung des Systems gemäß Fig. 4 Bezug genommen.
Die (Ultra-)Schall-Reflektoren 5 stellen insbesondere aufgrund ihres hohen Reflexionsfaktors die dominanten Ziele im Abstrahlbereich des Ultra- schallsensors 4 dar. Deshalb sind deren Schwebungsfrequenzen (sog. Beat- Frequenzen) deutlich im berechneten Spektrum zu erkennen. Da der mecha- nische Aufbau des (Herz-)Unterstützungssystems und damit der Abstand zwi- schen dem Ultraschall-Sensor 4 und dem Reflektor 5 (Formelzeichen x) be- kannt ist, kann nach der Formel
mit sx dem bekannten Abstand zwischen Ultraschallsensor und Reflektor x, bw/T der Steigung der Frequenzrampe und fbeat.x der resultierenden Beat-Fre- quenz (Schwebungsfrequenz) im Basisband, die gesuchte Schalgeschwindig- keit c bestimmt werden. Insbesondere da die Reflektoren 5 ortsfest verbaut sind, wird die resultierende Beat-Frequenz nur von deren Abstand zum Ultra- schallsensor 4 und der entsprechenden Laufzeit der Frequenzrampe im Fluid (hier: Blut) beeinflusst und enthält insbesondere keinen geschwindigkeitsab- hängigen Anteil.
Bei Verwendung von zwei Reflektoren 5 mit unterschiedlichem Abstand 7, wie dies in Fig. 4 gezeigt ist, beträgt demnach die Beat-Frequenz fbeat.Ri der am ersten Reflektor reflektierten Frequenzrampe und die Beat-Frequenz fbeat,R2 der am zweiten Reflektor reflektierten Frequenz- rampe mit S1 der Dicke der Anpassschichten 15, S2 der Dicke der Ablagerungen 16, S3 dem Abstand zwischen Ablagerungen 16 und dem ersten (linken) Reflektor 5 und s4 dem Abstand zwischen erstem (linkem) Reflektor 5 und zweiten (rech- tem) Reflektor 5 sowie mit Ci der Schallgeschwindigkeit in den Anpassschich- ten 15, C2 der Schallgeschwindigkeit in den Ablagerungen 16, C3 der Schallge- schwindigkeit im Fluid 1 (hier: Blut).
Da die Anpassschichten 15 mit der Schallgeschwindigkeit Ci und die Ablage- rungen 16 mit der Schallgeschwindigkeit C2 gleichermaßen auf beide Fre- quenzrampen wirken, enthält die Differenz der Beat-Frequenzen fbeat,R2 - fbeat.Ri nur Komponenten im gesuchten bzw. hier relevanten (Fluid-)Bereich mit der (gesuchten) Schallgeschwindigkeit C3:
Da der Abstand s4 der beiden Reflektoren 5 zueinander bekannt ist, kann un- abhängig vom Einfluss von zusätzlichen Schichten zwischen Ultraschallsensor 4 und Reflektor 5 die Schallgeschwindigkeit C3 bestimmt werden.
Zur Bestimmung der Beat-Frequenzen wird hier beispielhaft die Ultraschallfre- quenz fo durch Frequenzmodulation beeinflusst. Es können unter anderem si- nusförmige, sägezahnförmige, dreieckförmige oder rechteckförmige Modulati- onsarten verwendet werden. Besonders zu bevorzugen ist es dabei, wenn der Ultraschallsensor bzw. das Ultraschall-Element des Sensors eine breitbandige Resonanz zur Verfügung stellt und dass die Rampendauer (Formelzeichen: T) sehr viel größer als die Laufzeit (sog.„Time of Flight“) der Frequenzrampen vom Ultraschallsensor 4 (Ultraschall-Wandler bzw. Transducer) zu den (Ultra- )Schall-Reflektoren 5 und wieder zurück ist. Die an den Reflektoren 5 reflek- tierten Echos der sukzessiv ausgesendeten, modulierten Ultraschallfrequenz- rampen werden mit der instantanen Sendefrequenzrampe heruntergemischt (überlagert). Das so erzeugte Basisbandsignal enthält die zu ermittelnden Beat-Frequenzen. Diese werden durch die Transformation in den Frequenz- bereich z. B. durch Diskrete Fourier-Transformation (DFT) oder schnelle Fou- rier-Transformation (FFT) bestimmt.
In der Darstellung nach Fig. 6 ist eine mögliche Realisierung des vorangehend beschriebenen FMCW-basierten Ansatzes mittels einer Sägezahnmodulation gezeigt. In dem oberen Diagramm der Fig. 6 ist der Verlauf der Frequenz 19 über der Zeit 18 aufgetragen. Es ist zu erkennen, dass sowohl das von dem Ultraschallsensor ausgesendete Ultraschallsignal 3 (Sendesignal), als auch die (hier beispielhaft drei) von dem Ultraschallsensor empfangenen reflektier- ten Ultraschallsignale 8 (Empfangssignale) in der Art eines Sägezahns ge- formt sind. Hier sind beispielhaft drei zu dem Sendesignal 3 und zueinander verschobene Empfangssignale 8 aufgetragen, was beispielsweise der Fall wäre, wenn drei mit unterschiedlichem Abstand zum Ultraschall-Sensor ange- ordnete Ultraschall-Reflektoren zu Einsatz kämen.
Der FMCW-Ansatz arbeitet regelmäßig mit einer periodischen Frequenzmo- dulation, hier periodischen Sägezahnmodulation, die für einen hohen An- spruch an eine Genauigkeit der Messung möglichst zeitlinear sein sollte. Die Modulation wird üblicherweise zyklisch vorgenommen. Ein solcher Durchgang von der tiefsten bis zur höchsten Frequenz wird auch als Signalfolge (sog. Burst) bezeichnet. Die Dauer eines entsprechenden Durchgangs ist in dem oberen Diagramm der Fig. 6 als sog. Zirpen-Dauer (Chirp-Dauer) 22 eingetra- gen. Zudem ist eine nutzbare Zirpen-Dauer 23 markiert. Der Ultraschell-Sensor sendet hier beispielhaft ein linear frequenzmoduliertes Signal mit einer sägezahnförmigen Änderung der Sendefrequenz 3 aus. Das gleiche Signal wird nach einer Reflexion an einem der Ultraschall-Reflektoren vom Ultraschall-Sensor empfangen. Das empfangene Signal 8 unterscheidet sich einmal in der Zeit, wobei die Zeitdifferenz 21 zwischen den Frequenz- sprüngen in der Regel proportional zur Entfernung des reflektierenden Ultra- schal I-Reflektors vom Ultraschall-Sensor ist. Gleichzeitig ist (lineare Fre- quenzänderung vorausgesetzt) zu jedem Zeitpunkt die Differenzfrequenz 20 zwischen Sendesignal 3 und Empfangssignal 8 gleich und ist so ebenfalls ein Maß für die Entfernung des reflektierenden Ultraschall-Reflektors. Dieser Fre- quenzunterschied kann insbesondere im Frequenzbereich ausgewertet wer- den.
Aus den Frequenzverläufen des oberen Diagramms in Fig. 6 wird hier beispiel- haft durch Fieruntermischen / Multiplikation mit dem instantanen Sendesignal und mittels nachgelagerter schnellen Fourier-Transformation 24 ein Frequenz- spektrum 25 generiert, in dem neben dem Grundrauschen 26 die Differenzfre- quenzen 20 eingetragen sind. Dabei erfolgt vereinfacht ausgedrückt eine Mul- tiplikation das Empfangssignals mit dem instantanen Sendesignal und an- schließender Fourier-Transformation des Basisband Zeitsignals, aus der die Differenzfrequenzen 20 resultieren, die hier auch als Schwebungsfrequenzen bzw. Beat-Frequenzen bezeichnet werden.
Die minimale Abstandstrennbarkeit von FMCW-Systemen ist durch definiert. Dementsprechend kann bei einer Platzierung von zwei Ultraschall- Reflektoren 5, z. B. im Abstand von Ar = s4 = 6 mm zueinander, bei einer (zu erwartenden) Schallgeschwindigkeit im Blut c von etwa 1540 m/s (verwendet zur Bestimmung der ungefähr benötigten bzw. besonders vorteilhaften Band- breite) mit einer Bandbreite bw « 128 kFIz < 150 kFIz gearbeitet werden. Durch die zusätzliche Verwendung von Techniken wie z. B. das sog. Zero Pad- ding (Anhängen bzw. Auffüllen von Nullen) oder leistungsstarken (High-Per- formance) Frequenzschätzverfahren, kann jedoch eine wesentlich höhere Ab- standsgenauigkeit erreicht werden. Dies führt kann einer wesentlich genaue- ren Bestimmbarkeit der Schallgeschwindigkeit c in Blut beitragen. Die erreich- bare Genauigkeit hängt insbesondere vom Frequenzschätzverfahren und/o- der vom Signal zu Rausch Verhältnis ab.
Insbesondere bei der Verwendung von Piezo-Elementen (als Ultraschall-Ele- mente), vorzugsweise mit durch sog. Backing (Verstärkung) reduzierter Güte der Resonanz (breitbandige Resonanz), kann die besonders vorteilhafte Line- arität über das gewünschte Frequenzband erreicht werden. In der Darstellung nach Fig. 7 sind beispielhaft Realteile 27 der Impedanzen von 8 MFIz Piezo- Elementen über der Stimulationsfrequenz 28 aufgetragen. Im gezeigten Fall könnte im in grau hinterlegten Frequenzband 29 eine Frequenzrampe mit der beispielhaft verwendeten Bandbreite bw = 150 kFIz platziert werden.
Fig. 8a zeigt schematisch eine Detailansicht eines hier vorgestellten Systems. Fig. 8b zeigt schematisch eine Detailansicht eines weiteren hier vorgestellten Systems. Die Figuren 8a und 8b werden nachfolgend gemeinsam erläutert. Die Bezugszeichen werden einheitlich verwendet.
Zur bestmöglichen Reflexion sollte die Oberfläche des Reflektors parallel zur einfallenden Ultraschall-Wellenfront liegen. Da unebene Oberflächen wie auf- gesetzte Reflektoren zu Verwirbelungen in der Strömung (nachteilig für die Doppler-Ultraschallmessung), zur Bildung von Thromben sowie durch auftre- tende Scherkräfte zu einer zusätzlichen Blutschädigung (Flaemolyse) führen können, ist es zweckmäßig, die Reflektoren 5 mit einem Einbettungsmaterial 9 einzubetten, wie dies in den Figuren 8a und 8b beispielhaft veranschaulicht ist. Das Einbettungsmaterial 9 ist hier beispielhaft dazu genutzt, eine im Ver- gleich zu der Reflektoroberfläche glattere Oberfläche bzw. eine Oberfläche ohne Ecken und/oder Kanten bereitzustellen. Besonders bevorzugt ist es, den mindestens einen Reflektor 5, insbesondere mittels des Einbettungsmaterials 9 in eine ebene Oberfläche einzubetten. Das Einbettungsmaterial 9 sollte da- bei eine dem Fluid 1 (hier: Blut) möglichst gleiche akustische Impedanz auf- weisen und möglichst dünn sein, sodass es nicht zu zusätzlichen Reflexionen oder Beugungen des Schallimpulses kommt, außer diese zusätzliche Beu- gung ist gewünscht. Beispielsweise kann der bzw. jeder Reflektor 5 mit akus- tischer Impedanz C4 in ein Silikon mit akustischer Impedanz C3' eingebettet sein, wobei C3' der akustischen Impedanz C3 von Blut ähnelt. Die hier vorgestellte Lösung ermöglich insbesondere einen oder mehrere der nachfolgenden Vorteile:
• Durch Ergänzung von mindestens einem Ultraschallreflektor im Abstrahl- bereich des Ultraschallsystems kann aus der resultierenden Pulslaufzeit und/oder Rampenlaufzeit vom Reflektor die Schallgeschwindigkeit ermit- telt werden.
• Bekannte Schallgeschwindigkeit erhöht die Messgenauigkeit der Fluss- messung.
• Schallgeschwindigkeit ist von der Zusammensetzung des Blutes abhän- gig und kann hier direkt ermittelt und eingesetzt werden.
· Bei dem FMCW-Ansatz muss keine sehr genaue Zeitdifferenz gemessen werden, sondern es kann ein äquivalenter Frequenzunterschied be- stimmt werden, was den technischen Aufwand erheblich reduziert.

Claims

Patentansprüche
1 . Verfahren zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid (1 ) im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssystems (2), um- fassend folgende Schritte:
a) Aussenden eines Ultraschallsignals (3) mittels eines Ultra- schallsensors (4),
b) Reflektieren des Ultraschallsignals (3) an mindestens einem Schall- Reflektor (5), der im Sichtfeld (6) des Ultraschallsensors (4) und in einem definierten Abstand zumindest zum Ultraschallsensor (4) o- der zu einem weiteren Schall-Reflektor (5) angeordnet ist, c) Empfangen des reflektierten Ultraschallsignals (8),
d) Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in dem Fluid unter Verwendung des reflektierten Ultraschallsignals (8).
2. Verfahren nach Anspruch 1 , wobei das Ultraschallsignal (3) an mindes- tens zwei Schall-Reflektoren (5) reflektiert wird, die in unterschiedlichem Abstand (7) zum Ultraschallsensor (4) angeordnet sind.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei der mindestens eine Schall- Reflektor (5) eine akustische Impedanz aufweist, die größer ist als die größte akustische Impedanz des Fluids (1 ) oder kleiner ist als die kleinste akustische Impedanz des Fluids (1 ).
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der min- destens eine Schall-Reflektor (5) in einem Einbettungsmaterial (9) einge- bettet ist.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Schall geschwindigkeit unter Verwendung eines Pulslaufzeit-basierten Auswer- tealgorithmus ermittelt wird.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Schall geschwindigkeit unter Verwendung eines FMCW-basierten Auswerteal- gorithmus ermittelt wird.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei eine Schwebungsfrequenz bestimmt wird.
8. System zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid (1 ) im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssystems (2), um- fassend:
einen Ultraschallsensor (4), der in oder an dem Unterstützungssys- tem (2) angeordnet ist,
mindestens einen Schall-Reflektor (5), der im Sichtfeld (6) des Ult- raschallsensors (4) und in einem definierten Abstand zumindest zum Ultraschallsensor (4) oder zu einem weiteren Schall -Reflektor (5) angeordnet ist.
9. System nach Anspruch 8, wobei mindestens zwei Schall-Reflektoren (5) in unterschiedlichem Abstand (7) zum Ultraschallsensor (4) angeordnet sind.
10. System nach Anspruch 8 oder 9, wobei der mindestens eine Schall-Re- flektor (5) in einem Einbettungsmaterial (9) eingebettet ist.
11. System nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei eine Auswerteeinheit vorgesehen ist, in der ein Pulslaufzeit-basierter Auswertealgorithmus hin terlegt ist.
12. System nach einem der Ansprüche 8 bis 11 , wobei eine Auswerteeinheit vorgesehen ist, in der ein FMCW-basierter Auswertealgorithmus hinter- legt ist.
13. Implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem (2), umfassend ein System zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit nach einem der An- sprüche 8 bis 12.
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Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102018208538A1 (de) 2018-05-30 2019-12-05 Kardion Gmbh Intravasale Blutpumpe und Verfahren zur Herstellung von elektrischen Leiterbahnen
DE102018208945A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Analysevorrichtung und Verfahren zum Analysieren einer Viskosität eines Fluids
DE102018208899A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssystems
DE102018208929A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung einer Strömungsgeschwindigkeit eines durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem strömenden Fluids
DE102018208933A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung einer Strömungsgeschwindigkeit eines durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem strömenden Fluids
DE102018208892A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Sensorkopfvorrichtung für ein minimalinvasives Herzunterstützungssystem und Verfahren zum Herstellen einer Sensorkopfvorrichtung für ein Herzunterstützungssystem
DE102018208913A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zum Betreiben eines implantierten, ventrikulären Unterstützungssystems
DE102018208879A1 (de) 2018-06-06 2020-01-30 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung eines Fluid-Gesamtvolumenstroms im Bereich eines implantierten, vaskuläres Unterstützungssystems
DE102018208936A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Bestimmvorrichtung und Verfahren zum Bestimmen einer Viskosität eines Fluids
DE102018208862A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem
DE102018208870A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung eines Fluid-Volumenstroms durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem
DE102018210076A1 (de) 2018-06-21 2019-12-24 Kardion Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Erkennen eines Verschleißzustands eines Herzunterstützungssystems, Verfahren und Vorrichtung zum Betreiben eines Herzunterstützungssystems und Herzunterstützungssystem
LU100993B1 (de) * 2018-11-09 2020-05-11 Visseiro Gmbh Sensoroberfläche
CA3199214A1 (en) 2020-11-20 2022-05-27 Marvin MITZE Mechanical circulatory support system with insertion tool
US20230173250A1 (en) 2021-12-03 2023-06-08 Kardion Gmbh Cardiac pump with optical fiber for laser doppler
US20240011808A1 (en) 2022-07-11 2024-01-11 Kardion Gmbh Laser doppler velocimetry flow measurement

Family Cites Families (587)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3088323A (en) 1960-02-10 1963-05-07 Gulton Ind Inc Piezoresistive transducer
US4023562A (en) 1975-09-02 1977-05-17 Case Western Reserve University Miniature pressure transducer for medical use and assembly method
US4103679A (en) * 1977-03-22 1978-08-01 Biosonics, Inc. Method and apparatus for measuring blood flow noninvasively
NO150015C (no) 1981-11-13 1984-08-08 Vingmed As Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer
JPS5980229A (ja) 1982-10-29 1984-05-09 株式会社島津製作所 パルスドツプラ−超音波血流計
JPS6015771A (ja) 1983-07-08 1985-01-26 Hitachi Ltd ベクトルプロセッサ
JPS61125329A (ja) 1984-11-21 1986-06-13 テルモ株式会社 心拍出量測定装置
JPS62113555A (ja) 1985-11-13 1987-05-25 Canon Inc インクジエツト記録装置
JPS62204733A (ja) 1986-03-04 1987-09-09 アロカ株式会社 超音波ドプラ診断装置
JPS62282284A (ja) * 1986-05-30 1987-12-08 Tokyo Keiki Co Ltd 超音波による距離測定方法およびその装置
US4902272A (en) 1987-06-17 1990-02-20 Abiomed Cardiovascular, Inc. Intra-arterial cardiac support system
US4781525A (en) 1987-07-17 1988-11-01 Minnesota Mining And Manufacturing Company Flow measurement system
JPS6468236A (en) 1987-09-07 1989-03-14 Aisin Seiki Cannula equipped with detection electrode
US4889131A (en) 1987-12-03 1989-12-26 American Health Products, Inc. Portable belt monitor of physiological functions and sensors therefor
US4888011A (en) 1988-07-07 1989-12-19 Abiomed, Inc. Artificial heart
US4965713A (en) 1988-08-15 1990-10-23 Viking Pump Inc. Terminal element
US4989609A (en) 1989-01-26 1991-02-05 Minnesota Mining And Manufacturing Company Doppler blood flow system and method using special zero flow rate analysis
US5045051A (en) 1989-03-14 1991-09-03 Abiomed, Inc. Leak detector
CA2004295C (en) 1989-11-30 1998-02-10 William F. Hayes Primary fluid actuated, secondary fluid propelling system
AU1279092A (en) 1991-02-04 1992-10-06 Kensey Nash Corporation Apparatus and method for determining viscosity of the blood of a living being
JP2952438B2 (ja) 1991-09-20 1999-09-27 トキコ株式会社 熱式流量計
US5676651A (en) 1992-08-06 1997-10-14 Electric Boat Corporation Surgically implantable pump arrangement and method for pumping body fluids
JP3312759B2 (ja) 1993-01-22 2002-08-12 テルモ株式会社 医療用ポンプ駆動装置
US5456715A (en) 1993-05-21 1995-10-10 Liotta; Domingo S. Implantable mechanical system for assisting blood circulation
US5289821A (en) 1993-06-30 1994-03-01 Swartz William M Method of ultrasonic Doppler monitoring of blood flow in a blood vessel
JPH0747025A (ja) 1993-08-06 1995-02-21 Itoki Co Ltd フレキシブルパ−ティション
US5527159A (en) 1993-11-10 1996-06-18 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Rotary blood pump
GB9404321D0 (en) 1994-03-04 1994-04-20 Thoratec Lab Corp Driver and method for driving pneumatic ventricular assist devices
US5581038A (en) 1994-04-04 1996-12-03 Sentir, Inc. Pressure measurement apparatus having a reverse mounted transducer and overpressure guard
NO942222D0 (no) 1994-06-14 1994-06-14 Vingmed Sound As Fremgangsmåte ved bestemmelse av hastighet/tid-spektrum ved blodströmning
JPH0857042A (ja) 1994-08-24 1996-03-05 Terumo Corp 医療用ポンプ
US5685989A (en) * 1994-09-16 1997-11-11 Transonic Systems, Inc. Method and apparatus to measure blood flow and recirculation in hemodialysis shunts
US5453576A (en) 1994-10-24 1995-09-26 Transonic Systems Inc. Cardiovascular measurements by sound velocity dilution
US5613935A (en) 1994-12-16 1997-03-25 Jarvik; Robert High reliability cardiac assist system
JPH08327527A (ja) 1995-05-31 1996-12-13 Toyobo Co Ltd 細管式粘度計
US5752976A (en) 1995-06-23 1998-05-19 Medtronic, Inc. World wide patient location and data telemetry system for implantable medical devices
US5720771A (en) 1995-08-02 1998-02-24 Pacesetter, Inc. Method and apparatus for monitoring physiological data from an implantable medical device
GB9604665D0 (en) 1996-03-05 1996-05-01 Montec Int Ltd Flow measurement
US5980465A (en) 1996-03-18 1999-11-09 Medtronic, Inc. Method for detecting changes in a patient s blood volume
US5911685A (en) 1996-04-03 1999-06-15 Guidant Corporation Method and apparatus for cardiac blood flow assistance
JPH1052489A (ja) 1996-08-12 1998-02-24 Buaayu:Kk カニューレ及び補助循環装置
US5888242A (en) 1996-11-01 1999-03-30 Nimbus, Inc. Speed control system for implanted blood pumps
ES2208963T3 (es) 1997-01-03 2004-06-16 Biosense, Inc. Endoprotesis vascular sensible a la presion.
US5957861A (en) 1997-01-31 1999-09-28 Medtronic, Inc. Impedance monitor for discerning edema through evaluation of respiratory rate
US5964694A (en) 1997-04-02 1999-10-12 Guidant Corporation Method and apparatus for cardiac blood flow assistance
CN1222862A (zh) 1997-04-02 1999-07-14 激励心脏技术有限公司 心内泵装置
US5865759A (en) 1997-04-11 1999-02-02 Texon Technologies Ltd. Method and apparatus for non-invasive assessment of cardiac function by monitoring acceleration of the heart
US5827203A (en) 1997-04-21 1998-10-27 Nita; Henry Ultrasound system and method for myocardial revascularization
US6731976B2 (en) 1997-09-03 2004-05-04 Medtronic, Inc. Device and method to measure and communicate body parameters
JP2001517495A (ja) 1997-09-24 2001-10-09 ザ クリーブランド クリニック ファウンデーション 流量制御された血液ポンプシステム
DE69836495T3 (de) 1997-10-02 2015-08-06 Micromed Technology, Inc. Steuermodul für implantierbares Pumpsystem
US6610004B2 (en) 1997-10-09 2003-08-26 Orqis Medical Corporation Implantable heart assist system and method of applying same
US6398734B1 (en) 1997-10-14 2002-06-04 Vascusense, Inc. Ultrasonic sensors for monitoring the condition of flow through a cardiac valve
US6007478A (en) 1997-11-13 1999-12-28 Impella Cardiotechnik Aktiengesellschaft Cannula having constant wall thickness with increasing distal flexibility and method of making
US6314322B1 (en) 1998-03-02 2001-11-06 Abiomed, Inc. System and method for treating dilated cardiomyopathy using end diastolic volume (EDV) sensing
US5904708A (en) 1998-03-19 1999-05-18 Medtronic, Inc. System and method for deriving relative physiologic signals
CN1192351A (zh) 1998-03-26 1998-09-09 王明时 血粘度快速测量仪
US6176822B1 (en) 1998-03-31 2001-01-23 Impella Cardiotechnik Gmbh Intracardiac blood pump
US6023641A (en) 1998-04-29 2000-02-08 Medtronic, Inc. Power consumption reduction in medical devices employing multiple digital signal processors
US6024704A (en) 1998-04-30 2000-02-15 Medtronic, Inc Implantable medical device for sensing absolute blood pressure and barometric pressure
DE19821307C1 (de) 1998-05-13 1999-10-21 Impella Cardiotech Gmbh Intrakardiale Blutpumpe
US7083588B1 (en) 1998-05-26 2006-08-01 Medtronic Vascular, Inc. Apparatus for providing coronary retroperfusion and methods of use
US6575927B1 (en) 1998-09-25 2003-06-10 The Regents Of The University Of Michigan System and method for determining blood flow rate in a vessel
US6167765B1 (en) 1998-09-25 2001-01-02 The Regents Of The University Of Michigan System and method for determining the flow rate of blood in a vessel using doppler frequency signals
DE29821563U1 (de) 1998-12-02 2000-07-13 Impella Cardiotechnik AG, 52074 Aachen Drucksensor
US6245007B1 (en) 1999-01-28 2001-06-12 Terumo Cardiovascular Systems Corporation Blood pump
US6210318B1 (en) 1999-03-09 2001-04-03 Abiomed, Inc. Stented balloon pump system and method for using same
US6438409B1 (en) 1999-03-25 2002-08-20 Medtronic, Inc. Methods of characterizing ventricular operations and applications thereof
IT1315206B1 (it) 1999-04-27 2003-02-03 Salvatore Romano Metodo e apparato per la misura della portata cardiaca.
US6190324B1 (en) 1999-04-28 2001-02-20 Medtronic, Inc. Implantable medical device for tracking patient cardiac status
AUPQ090499A0 (en) 1999-06-10 1999-07-01 Peters, William S Heart assist device and system
US6890329B2 (en) 1999-06-15 2005-05-10 Cryocath Technologies Inc. Defined deflection structure
EP1063753B1 (de) 1999-06-22 2009-07-22 Levitronix LLC Elektrischer Drehantrieb mit einem magnetisch gelagerten Rotor
US6231498B1 (en) 1999-06-23 2001-05-15 Pulsion Medical Systems Ag Combined catheter system for IABP and determination of thermodilution cardiac output
US7138776B1 (en) 1999-07-08 2006-11-21 Heartware, Inc. Method and apparatus for controlling brushless DC motors in implantable medical devices
US6512949B1 (en) 1999-07-12 2003-01-28 Medtronic, Inc. Implantable medical device for measuring time varying physiologic conditions especially edema and for responding thereto
US7022100B1 (en) 1999-09-03 2006-04-04 A-Med Systems, Inc. Guidable intravascular blood pump and related methods
AU7354400A (en) 1999-09-03 2001-04-10 A-Med Systems, Inc. Guidable intravascular blood pump and related methods
US6579257B1 (en) 1999-09-21 2003-06-17 Medtronic, Inc. Automated occlusion clamp for centrifugal blood pumps
US20010039828A1 (en) 1999-11-12 2001-11-15 Visco Technologies, Inc. Mass detection capillary viscometer
EP1123687A3 (de) 2000-02-10 2004-02-04 Aloka Co., Ltd. Diagnostisches Ultraschallgerät
US6406422B1 (en) 2000-03-02 2002-06-18 Levram Medical Devices, Ltd. Ventricular-assist method and apparatus
US6561975B1 (en) 2000-04-19 2003-05-13 Medtronic, Inc. Method and apparatus for communicating with medical device systems
US6432136B1 (en) 2000-04-25 2002-08-13 The Penn State Research Foundation Apparatus and method for removing a pocket of air from a blood pump
US6530876B1 (en) 2000-04-25 2003-03-11 Paul A. Spence Supplemental heart pump methods and systems for supplementing blood through the heart
US6540658B1 (en) 2000-05-30 2003-04-01 Abiomed, Inc. Left-right flow control algorithm in a two chamber cardiac prosthesis
DE10040403A1 (de) 2000-08-18 2002-02-28 Impella Cardiotech Ag Intrakardiale Blutpumpe
IL138073A0 (en) 2000-08-24 2001-10-31 Glucon Inc Photoacoustic assay and imaging system
US6808508B1 (en) 2000-09-13 2004-10-26 Cardiacassist, Inc. Method and system for closed chest blood flow support
GB0023412D0 (en) 2000-09-23 2000-11-08 Khaghani Asghar Aortic counterpulsator
US6540659B1 (en) 2000-11-28 2003-04-01 Abiomed, Inc. Cardiac assistance systems having bi-directional pumping elements
US6602182B1 (en) 2000-11-28 2003-08-05 Abiomed, Inc. Cardiac assistance systems having multiple fluid plenums
DE10059714C1 (de) 2000-12-01 2002-05-08 Impella Cardiotech Ag Intravasale Pumpe
DE10060275A1 (de) 2000-12-05 2002-06-13 Impella Cardiotech Ag Verfahren zum Kalibrieren eines Drucksensors oder eines Flussensors an einer Rotationspumpe
US6912423B2 (en) 2000-12-15 2005-06-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Terminal connector assembly for a medical device and method therefor
US20020147495A1 (en) 2001-04-09 2002-10-10 Christopher Petroff Reduced-size replacement heart
DE10123139B4 (de) 2001-04-30 2005-08-11 Berlin Heart Ag Verfahren zur Regelung einer Unterstützungspumpe für Fluidfördersysteme mit pulsatilem Druck
US6511413B2 (en) 2001-05-16 2003-01-28 Levram Medical Devices, Ltd. Single cannula ventricular-assist method and apparatus
US6879126B2 (en) 2001-06-29 2005-04-12 Medquest Products, Inc Method and system for positioning a movable body in a magnetic bearing system
JP3882069B2 (ja) 2001-07-06 2007-02-14 独立行政法人産業技術総合研究所 人工心臓用ポンプの異常判定方法及び異常判定装置
US7191000B2 (en) 2001-07-31 2007-03-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system for edema
JP4440499B2 (ja) 2001-08-29 2010-03-24 泉工医科工業株式会社 遠心ポンプ駆動装置
DE10144269A1 (de) 2001-09-08 2003-03-27 Bosch Gmbh Robert Sensorelement zur Erfassung einer physikalischen Messgröße zwischen tribologisch hoch beanspruchten Körpern
US6666826B2 (en) 2002-01-04 2003-12-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for measuring left ventricular pressure
US7396327B2 (en) 2002-01-07 2008-07-08 Micromed Technology, Inc. Blood pump system and method of operation
CN101816811A (zh) 2002-01-07 2010-09-01 麦克罗美德技术公司 泵系统
CA2471484A1 (en) 2002-01-08 2003-07-17 Micromed Technology, Inc. Method and system for detecting ventricular collapse
DK2298370T3 (da) 2002-02-21 2014-01-27 Design Mentor Inc Fluidpumpe
US7238151B2 (en) 2002-02-26 2007-07-03 Frazier O Howard Permanent heart assist system
US6669624B2 (en) 2002-03-26 2003-12-30 O. Howard Frazier Temporary heart-assist system
US10155082B2 (en) 2002-04-10 2018-12-18 Baxter International Inc. Enhanced signal detection for access disconnection systems
US6991595B2 (en) 2002-04-19 2006-01-31 Thoratec Corporation Adaptive speed control for blood pump
US6969369B2 (en) 2002-04-22 2005-11-29 Medtronic, Inc. Implantable drug delivery system responsive to intra-cardiac pressure
US7024244B2 (en) 2002-04-22 2006-04-04 Medtronic, Inc. Estimation of stroke volume cardiac output using an intracardiac pressure sensor
DE10226305C1 (de) 2002-06-13 2003-10-30 Infratec Gmbh Infrarotsensorik Durchstimmbares, schmalbandiges Bandpassfilter für die Infrarot-Messtechnik
DE10227918A1 (de) 2002-06-21 2004-01-15 Bühler AG Verfahren zum Bestimmen rheologischer Parameter eines Fluids
AU2003238656A1 (en) * 2002-06-25 2004-01-06 Glucon Inc. Method and apparatus for performing myocardial revascularization
US6949066B2 (en) 2002-08-21 2005-09-27 World Heart Corporation Rotary blood pump diagnostics and cardiac output controller
AU2002951685A0 (en) 2002-09-30 2002-10-17 Ventrassist Pty Ltd Physiological demand responsive control system
US6943434B2 (en) 2002-10-03 2005-09-13 Fairchild Semiconductor Corporation Method for maintaining solder thickness in flipchip attach packaging processes
US7207939B2 (en) 2002-10-03 2007-04-24 Coulter International Corp. Apparatus and method for analyzing a liquid in a capillary tube of a hematology instrument
US7204798B2 (en) 2003-01-24 2007-04-17 Proteus Biomedical, Inc. Methods and systems for measuring cardiac parameters
EP1592344A4 (de) 2003-01-31 2006-08-16 Univ Leland Stanford Junior Nachweis von spitzenbewegung zur überwachung der herzfunktion
US6887207B2 (en) 2003-02-26 2005-05-03 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for estimation of ventricular afterload based on ventricular pressure measurements
US20040199052A1 (en) 2003-04-01 2004-10-07 Scimed Life Systems, Inc. Endoscopic imaging system
CN1202871C (zh) 2003-04-18 2005-05-25 清华大学 微型轴流式血泵的优化非恒速控制方法
US7118525B2 (en) 2003-04-23 2006-10-10 Coleman Edward J Implantable cardiac assist device
US20040241019A1 (en) 2003-05-28 2004-12-02 Michael Goldowsky Passive non-contacting smart bearing suspension for turbo blood-pumps
US20080262289A1 (en) 2003-05-28 2008-10-23 Goldowsky Michael P Blood Pump Having A Passive Non-Contacting Bearing Suspension
US7078796B2 (en) 2003-07-01 2006-07-18 Freescale Semiconductor, Inc. Corrosion-resistant copper bond pad and integrated device
US7128538B2 (en) 2003-07-07 2006-10-31 Terumo Corporation Centrifugal fluid pump apparatus
AU2003903726A0 (en) 2003-07-18 2003-07-31 Ventracor Limited A device for detecting heart pumping state
US7951129B2 (en) 2003-08-07 2011-05-31 Medtronic, Inc. Diastolic coronary perfusion detection for timed delivery of therapeutic and/or diagnostic agents
DE10336902C5 (de) 2003-08-08 2019-04-25 Abiomed Europe Gmbh Intrakardiale Pumpvorrichtung
US7245117B1 (en) 2004-11-01 2007-07-17 Cardiomems, Inc. Communicating with implanted wireless sensor
US7559894B2 (en) * 2003-09-18 2009-07-14 New Paradigm Concepts, LLC Multiparameter whole blood monitor and method
US20140296677A1 (en) 2003-09-18 2014-10-02 New Paradigm Concepts, LLC Method of measuring total vascular hemoglobin mass
US20050137614A1 (en) 2003-10-08 2005-06-23 Porter Christopher H. System and method for connecting implanted conduits
US8428717B2 (en) 2003-10-14 2013-04-23 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring tissue fluid content for use in an implantable cardiac device
AU2004284842B2 (en) 2003-10-31 2010-03-04 Nuwellis, Inc. Synchronisation control system
US7520850B2 (en) 2003-11-19 2009-04-21 Transoma Medical, Inc. Feedback control and ventricular assist devices
WO2005054811A2 (en) 2003-11-26 2005-06-16 Separation Technology, Inc. Method and apparatus for ultrasonic determination of hematocrit and hemoglobin concentrations
JP2005192687A (ja) 2003-12-29 2005-07-21 Sunao Kitamura 回転型人工心臓ポンプを用いた部分補助における圧・流量・自然心拍出量の間接計測法
JP2005241546A (ja) 2004-02-27 2005-09-08 Fuji Electric Systems Co Ltd ドップラー式超音波流量計、その演算処理装置、プログラム
US11832793B2 (en) 2004-03-23 2023-12-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Vivo visualization system
US7160243B2 (en) 2004-03-25 2007-01-09 Terumo Corporation Method and system for controlling blood pump flow
US7591777B2 (en) 2004-05-25 2009-09-22 Heartware Inc. Sensorless flow estimation for implanted ventricle assist device
US7513864B2 (en) 2004-07-09 2009-04-07 Kantrowitz Allen B Synchronization system between aortic valve and cardiac assist device
WO2006006163A2 (en) 2004-07-12 2006-01-19 Coreolis Inc. Apparatus and method for multiple organ assist
US20070299325A1 (en) 2004-08-20 2007-12-27 Brian Farrell Physiological status monitoring system
WO2006029216A2 (en) 2004-09-07 2006-03-16 Micromed Cardiovascular, Inc. Method and system for physiologic control of a blood pump
WO2006049538A1 (en) 2004-11-02 2006-05-11 St. Jude Medical Ab Device for evaluating positions of an implantable medical device
JP2008520285A (ja) 2004-11-16 2008-06-19 マイクロメツド・カーデイオバスキユラー・インコーポレイテツド 心臓ポンプシステム用遠隔データモニタ
US7339275B2 (en) 2004-11-22 2008-03-04 Freescale Semiconductor, Inc. Multi-chips semiconductor device assemblies and methods for fabricating the same
DE102005003632A1 (de) 2005-01-20 2006-08-17 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Katheter für die transvaskuläre Implantation von Herzklappenprothesen
WO2006080011A2 (en) 2005-01-25 2006-08-03 Ramot At Tel Aviv University Ltd. Using pulsed-wave ultrasonography for determining an aliasing-free radial velocity spectrum of matter moving in a region
US8594790B2 (en) 2005-01-27 2013-11-26 Medtronic, Inc. System and method for monitoring a ventricular pressure index to predict worsening heart failure
WO2006086490A1 (en) 2005-02-07 2006-08-17 Medtronic, Inc. Ion imbalance detector
US7563248B2 (en) 2005-03-17 2009-07-21 Smisson-Cartledge Biomedical Llc Infusion fluid heat exchanger and cartridge
DE102005017546A1 (de) 2005-04-16 2006-10-19 Impella Cardiosystems Gmbh Verfahren zur Steuerung einer Blutpumpe
US9204819B2 (en) 2005-05-06 2015-12-08 Vasonova, Inc. Endovenous access and guidance system utilizing non-image based ultrasound
EP1898971B1 (de) 2005-06-06 2015-03-11 The Cleveland Clinic Foundation Blutpumpe
WO2006133409A2 (en) 2005-06-08 2006-12-14 Micromed Technology, Inc. Artificial heart system
WO2006138728A2 (en) 2005-06-17 2006-12-28 The Research Foundation Of State University Of New York Method of determining cardiac indicators
EP1893080A2 (de) 2005-06-21 2008-03-05 CardioMems, Inc. Verfahren zur herstellung eines implantierbaren drahtlosen sensors für in-vivo-druckmessung
DE102005039446B4 (de) 2005-08-18 2009-06-25 Ilias-Medical Gmbh Vorrichtung zur An- und Abreicherung von Stoffen in einer Flüssigkeit
US8657875B2 (en) 2005-09-26 2014-02-25 Abiomed, Inc. Method and apparatus for pumping blood
DE102005046008B4 (de) 2005-09-26 2007-05-24 Infineon Technologies Ag Halbleitersensorbauteil mit Sensorchip und Verfahren zur Herstellung desselben
US20070073352A1 (en) 2005-09-28 2007-03-29 Euler David E Method and apparatus for regulating a cardiac stimulation therapy
US20070088214A1 (en) 2005-10-14 2007-04-19 Cardiac Pacemakers Inc. Implantable physiologic monitoring system
US20070142923A1 (en) 2005-11-04 2007-06-21 Ayre Peter J Control systems for rotary blood pumps
EP1813302A1 (de) 2006-01-25 2007-08-01 Debiotech S.A. Vorrichtung für medizinische Anwendung um Fluidvolumen zu messen
DE102006001180B4 (de) 2006-01-06 2010-12-23 Technische Universität Chemnitz Rheometer und Auswerteverfahren zur Bestimmung von Fließkurve und Viskositätsfunktion von optisch transparenten Newtonschen und Nicht-Newtonschen Flüssigkeiten
US20110022057A1 (en) 2006-02-03 2011-01-27 Pacesetter, Inc. Apparatus and methods for transferring an implanted elongate body to a remote site
EP1825873A3 (de) 2006-02-23 2007-09-26 Levitronix LLC Drainagekanule, Perfusionskanüle und Blut-Managementsystem
CN101448535B (zh) 2006-03-23 2011-10-19 宾州研究基金会 带有可膨胀叶轮泵的心脏辅助装置
AU2007201127B2 (en) 2006-03-23 2012-02-09 Thoratec Corporation System For Preventing Diastolic Heart Failure
AT503628B1 (de) 2006-04-25 2008-06-15 Vc Trust Holding Gmbh Verfahren zur überwachung der maximalentfernung zweier objekte
US20070255352A1 (en) 2006-04-27 2007-11-01 Roline Glen M Implantable sensors having current-based switches for improved fault tolerance
US7549964B2 (en) 2006-05-04 2009-06-23 Viasys Healthcare, Inc. Multiple frequency doppler ultrasound probe
US7850594B2 (en) 2006-05-09 2010-12-14 Thoratec Corporation Pulsatile control system for a rotary blood pump
US7468039B2 (en) 2006-06-02 2008-12-23 Cook Vascular Incorporated Adjustable tension cuff assembly
US7909770B2 (en) 2006-07-05 2011-03-22 Cardiomems, Inc. Method for using a wireless pressure sensor to monitor pressure inside the human heart
DE102006032583A1 (de) 2006-07-13 2008-01-17 Biotronik Crm Patent Ag Einführvorrichtung
DE102006035548B4 (de) 2006-07-27 2009-02-12 Deutsches Zentrum für Luft- und Raumfahrt e.V. Kunstherz
US20080097595A1 (en) 2006-08-22 2008-04-24 Shlomo Gabbay Intraventricular cardiac prosthesis
JP5457182B2 (ja) 2006-09-14 2014-04-02 サーキュライト・インコーポレーテッド 血管内血液ポンプおよびカテーテル
EP1903000B1 (de) 2006-09-25 2019-09-18 Sorin CRM SAS Implantierbares biokompatibles Bauteil, das ein aktives integriertes Element wie etwa einen Messfühler für einen physiologischen Parameter, ein elektromechanisches Mikrosystem oder einen elektronischen Schaltkreis umfasst
US7963905B2 (en) 2006-10-11 2011-06-21 Thoratec Corporation Control system for a blood pump
US20080091239A1 (en) 2006-10-16 2008-04-17 St. Jude Medical Ab Cardiac assist device and method using epicardially placed microphone
US20080133006A1 (en) * 2006-10-27 2008-06-05 Ventrassist Pty Ltd Blood Pump With An Ultrasonic Transducer
JP5283888B2 (ja) * 2006-11-02 2013-09-04 株式会社東芝 超音波診断装置
US20080108930A1 (en) 2006-11-03 2008-05-08 The Regents Of The University Of Michigan Methods and Systems for Determining Volume Flow in a Blood or Fluid Conduit, Motion, and Mechanical Properties of Structures Within the Body
US8202224B2 (en) 2006-11-13 2012-06-19 Pacesetter, Inc. System and method for calibrating cardiac pressure measurements derived from signals detected by an implantable medical device
AT504990B1 (de) 2007-02-27 2008-12-15 Miracor Medizintechnik Handels Katheter zur unterstützung der leistung eines herzens
RU2009140665A (ru) 2007-04-05 2011-05-10 Микромед Текнолоджи, Инк. (Us) Система нагнетания крови и способ ее эксплуатации
EP1987774A1 (de) * 2007-05-03 2008-11-05 BrainLAB AG Messung der Sonographie-Schallgeschwindigkeit mittels Markereinrichtung
US8075472B2 (en) 2007-05-03 2011-12-13 Leviticus-Cardio Ltd. Permanent ventricular assist device for treating heart failure
JP5266464B2 (ja) 2007-05-10 2013-08-21 ライニッシュ−ヴェストフェリッシェ・テクニッシェ・ホッホシューレ・アーヘン 心機能変化評価装置
EP2000159A1 (de) 2007-06-07 2008-12-10 NewCorTec S.p.A. Leitung für eine ventrikuläre Hilfsvorrichtung
JP5201887B2 (ja) 2007-06-20 2013-06-05 テルモ株式会社 人工心臓用血液ポンプシステムおよび機器監視システム
US20090024042A1 (en) 2007-07-03 2009-01-22 Endotronix, Inc. Method and system for monitoring ventricular function of a heart
DE602007004842D1 (de) 2007-07-18 2010-04-01 Surgery In Motion Ltd Vorrichtung zur Unterstützung bei der Herzbehandlung
US20090025459A1 (en) 2007-07-23 2009-01-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable viscosity monitoring device and method therefor
EP2020246A1 (de) 2007-08-03 2009-02-04 Berlin Heart GmbH Steuerung einer Rotationsblutpumpe mit wählbaren therapeutischen Optionen
EP2037236A3 (de) 2007-09-11 2011-01-19 Levitronix LLC Verfahren zur Kalibrierung einer Durchflussmessung in einem Strömungssystem, sowie ein Strömungssystem zur Durchführung des Verfahrens
WO2017147291A1 (en) 2016-02-24 2017-08-31 Frazier Oscar H Intraatrial ventricular assist device
US20160166747A1 (en) 2007-10-01 2016-06-16 Oscar H. Frazier Intraatrial ventricular assist device
US8439859B2 (en) 2007-10-08 2013-05-14 Ais Gmbh Aachen Innovative Solutions Catheter device
US20090105799A1 (en) 2007-10-23 2009-04-23 Flowmedica, Inc. Renal assessment systems and methods
US8323202B2 (en) 2007-11-16 2012-12-04 Pneumrx, Inc. Method and system for measuring pulmonary artery circulation information
US7794384B2 (en) 2007-12-07 2010-09-14 Terumo Heart, Inc. Dual communication interface for artificial heart system
EP2072150B1 (de) 2007-12-19 2023-09-27 Ueda Japan Radio Co., Ltd. Ultraschallwandler
CN101214158A (zh) 2007-12-29 2008-07-09 同济大学附属东方医院 可植入式实时流量检测仪
US7856335B2 (en) 2008-01-25 2010-12-21 Micromed Technology, Inc. Device, method, and system for calibration of a flow meter used in conjunction with a ventricular assist device
WO2009102613A2 (en) 2008-02-11 2009-08-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods of monitoring hemodynamic status for ryhthm discrimination within the heart
JP5170751B2 (ja) 2008-03-28 2013-03-27 テルモ株式会社 血液ポンプ装置
US8211028B2 (en) 2008-04-30 2012-07-03 Medtronic, Inc. System and method of determining arterial blood pressure and ventricular fill parameters from ventricular blood pressure waveform data
CN101579233A (zh) 2008-05-14 2009-11-18 深圳市盛力康实业发展有限公司 一种心血管功能检测方法、系统及装置
US20090312650A1 (en) 2008-06-12 2009-12-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable pressure sensor with automatic measurement and storage capabilities
DE102008040266A1 (de) 2008-07-09 2010-01-14 Biotronik Crm Patent Ag Implantierbare Messanordnung
US9713701B2 (en) 2008-07-31 2017-07-25 Medtronic, Inc. Using multiple diagnostic parameters for predicting heart failure events
EP2187807B1 (de) 2008-07-31 2012-06-27 Medtronic, Inc. System zur verwendung multipler diagnostischer parameter zur vorhersage von herzinsuffizienz-ereignissen
EP3485936B1 (de) 2008-09-10 2021-10-27 HeartWare, Inc. Tet-system für implantierte medizinische vorrichtung
WO2010039876A1 (en) 2008-09-30 2010-04-08 Ihc Intellectual Asset Management, Llc Physiological characteristic determination for a medical device user
WO2010039063A1 (en) 2008-09-30 2010-04-08 St. Jude Medical Ab Heart failure detector
CN102170821B (zh) 2008-10-01 2013-08-07 株式会社Irumedi 心血管分析装置
US8435182B1 (en) 2008-10-02 2013-05-07 Hitachi Aloka Medical, Ltd. Methods and apparatus for ultrasound imaging
WO2010080717A1 (en) 2009-01-12 2010-07-15 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Drainage device and method
DE102009007216A1 (de) 2009-02-03 2010-08-12 Siemens Aktiengesellschaft Blutpumpe und medizintechnische Vorrichtung
US20100222635A1 (en) 2009-02-27 2010-09-02 Thoratec Corporation Maximizing blood pump flow while avoiding left ventricle collapse
US8562507B2 (en) 2009-02-27 2013-10-22 Thoratec Corporation Prevention of aortic valve fusion
US20100222878A1 (en) 2009-02-27 2010-09-02 Thoratec Corporation Blood pump system with arterial pressure monitoring
US8449444B2 (en) 2009-02-27 2013-05-28 Thoratec Corporation Blood flow meter
US20100222633A1 (en) 2009-02-27 2010-09-02 Victor Poirier Blood pump system with controlled weaning
DE102009011726A1 (de) 2009-03-04 2010-09-09 Siemens Aktiengesellschaft Medizintechnische Vorrichtung und Verfahren zur Kontrolle der Lage einer Blutpumpe
US20120095355A1 (en) 2009-03-13 2012-04-19 Proteus Biomedical, Inc. Volume Sensing
EP2411785A4 (de) 2009-03-24 2016-04-27 Saint Clair Systems Inc Internes viskometer ohne bewegliche teile sowie verfahren und computerlesbares medium zur aufrechterhaltung einer erwünschten viskosität
CN201437016U (zh) 2009-03-26 2010-04-14 同济大学附属东方医院 植入式心室辅助装置
WO2010131136A1 (en) 2009-05-13 2010-11-18 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Ultrasonic blood flow doppler audio with pitch shifting
US8231519B2 (en) 2009-05-20 2012-07-31 Thoratec Corporation Multi-lumen cannula
US9782527B2 (en) 2009-05-27 2017-10-10 Tc1 Llc Monitoring of redundant conductors
US8657748B2 (en) 2009-06-09 2014-02-25 National Institute Of Advanced Industrial Science And Technology Blood vessel function inspecting apparatus
DE102009025464A1 (de) 2009-06-12 2011-01-27 Technische Universität Dresden Anordnung und Verfahren zur kombinierten Bestimmung von Schallgeschwindigkeiten und Abständen in flüssigen und festen Medien mittels Ultraschall
DE112010002450B4 (de) * 2009-06-12 2017-12-07 Technische Universität Dresden Anordnung und Verfahren zur kombinierten Bestimmung von Schallgeschwindigkeiten und Abständen in Medien mittels Ultraschall
US20100324378A1 (en) 2009-06-17 2010-12-23 Tran Binh C Physiologic signal monitoring using ultrasound signals from implanted devices
DE102009027195A1 (de) 2009-06-25 2010-12-30 Sorin Group Deutschland Gmbh Vorrichtung zur Förderung von Blut in einem extrakorporalen Kreislauf
US8784310B2 (en) 2009-07-02 2014-07-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Vascular pressure sensor with electrocardiogram electrodes
US20160008531A1 (en) 2009-08-11 2016-01-14 W-Z Biotech, Llc Dual lumen cannula for artificial lung and right ventricular assist device
US8628460B2 (en) 2009-09-21 2014-01-14 Heartware, Inc. Hard-wired implanted controller system
US9943236B2 (en) 2009-09-30 2018-04-17 Medtronic, Inc. Methods for guiding heart failure decompensation therapy
DE102009047845A1 (de) 2009-09-30 2011-03-31 Abiomed Europe Gmbh Herzunterstützungssystem
CN101711683A (zh) 2009-10-30 2010-05-26 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 一种测量动脉血液流速的方法
CN201658687U (zh) 2009-11-17 2010-12-01 陈洵 一种微型螺杆式血泵
EP2333514A1 (de) 2009-11-30 2011-06-15 Berlin Heart GmbH Einrichtung und Verfahren zur Messung von strömungsmechanisch wirksamen Materialparametern eines Fluids
EP2506888B1 (de) 2009-12-03 2020-02-05 Oregon Health & Science University Vollständig künstliches herz
EP2338539A1 (de) 2009-12-23 2011-06-29 ECP Entwicklungsgesellschaft mbH Pumpeneinrichtung mit einer Detektionseinrichtung
DE102009060668A1 (de) 2009-12-28 2011-06-30 Fresenius Medical Care Deutschland GmbH, 61352 Vorrichtung und Verfahren zur Überwachung einer extrakorporalen Blutbehandlung
EP2525870B1 (de) 2010-01-19 2019-03-13 Heartware, Inc. Physiologisch reagierendes ventrikuläres unterstützungssystem
US9028413B2 (en) 2010-03-08 2015-05-12 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Prediction-based flow estimation for ultrasound diagnostic imaging
DE102010011798B4 (de) 2010-03-17 2017-07-13 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Druck- oder Volumenstrombestimmung von medizinischen Fluiden
DE102010012042B4 (de) 2010-03-19 2025-02-06 Tdk Corporation Bauelement mit einem Chip in einem Hohlraum und einer spannungsreduzierten Befestigung
CA2800659C (en) 2010-05-26 2016-04-19 Scott C. Corbett Anatomic fit of a percutaneous vad for right heart support
TW201212959A (en) 2010-06-22 2012-04-01 Thoratec Corp Fluid delivery system and method for monitoring fluid delivery system
WO2012012552A1 (en) 2010-07-22 2012-01-26 Thoratec Corporation Controlling implanted blood pumps
WO2012018917A1 (en) 2010-08-03 2012-02-09 World Heart Corporation Conformal cannula device and related methods
CA2808658C (en) 2010-08-20 2017-02-28 Thoratec Corporation Implantable blood pump
EP3020426B1 (de) 2010-09-24 2017-12-27 Tc1 Llc Erzeugung eines künstlichen pulses
US8608636B2 (en) 2010-11-12 2013-12-17 Libraheart, Inc.V Ventricular assist device cannula and ventricular assist device including the same
US10517667B2 (en) 2014-05-16 2019-12-31 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter tip with microelectrodes
AT510914B1 (de) 2011-01-03 2012-10-15 Lang Leonh Medizinische elektrode mit gedruckter zuleitung und verfahren zu ihrer herstellung
WO2012094535A2 (en) 2011-01-06 2012-07-12 Thoratec Corporation Percutaneous heart pump
US9492601B2 (en) 2011-01-21 2016-11-15 Heartware, Inc. Suction detection on an axial blood pump using BEMF data
WO2012100210A1 (en) 2011-01-21 2012-07-26 Heartware, Inc. Flow estimation in a blood pump
US9283315B2 (en) * 2011-02-08 2016-03-15 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Apparatus and method for real time measurement of a constituent of blood to monitor blood volume
US8876686B2 (en) 2011-02-18 2014-11-04 Vascor, Inc Control of blood flow assist systems
EP2693609B1 (de) 2011-03-28 2017-05-03 Thoratec Corporation Dreh- und antriebsvorrichtung und zentrifugalpumpvorrichtung damit
EP2505847B1 (de) 2011-03-29 2019-09-18 ABB Schweiz AG Verfahren zum erkennen des verschleisses in einer mit einem frequenzumrichter angetriebenen pumpe
US8818478B2 (en) 2011-03-31 2014-08-26 Adidas Ag Sensor garment
US10022054B2 (en) 2011-06-08 2018-07-17 Integrated Sensing Systems, Inc. Implantable wireless sensor systems
DE102011106142A1 (de) 2011-06-10 2012-12-27 Rheinisch-Westfälische Technische Hochschule Aachen Blutentnahmekanüle einer die Herzfunktion ersetzenden oder unterstützenden Pumpe
WO2013003370A2 (en) 2011-06-27 2013-01-03 Heartware, Inc. Flow estimation in a blood pump
DE112012002922T5 (de) 2011-07-11 2014-03-27 Vascor, Inc. Transkutane Leistungsübertragung und Kommunikation für implantierte Herzunterstützungs- und andere Vorrichtungen
EP2739347B1 (de) 2011-08-05 2016-07-06 CircuLite, Inc. Mit einem gewebeeinwachsmaterial verkleidete kanüle und verwendungsverfahren dafür
US8613696B2 (en) 2011-08-15 2013-12-24 Thoratec Corporation Non-invasive diagnostics for ventricle assist device
KR102215188B1 (ko) 2011-08-17 2021-02-17 아르티오 메디컬 인크. 혈액 펌프 시스템 및 방법
US8849398B2 (en) 2011-08-29 2014-09-30 Minnetronix, Inc. Expandable blood pump for cardiac support
DE202011110389U1 (de) 2011-09-05 2013-09-26 Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh Medizinprodukt mit einem Funktionselement zum invasivenEinsatz im Körper eines Patienten
EP2564771A1 (de) 2011-09-05 2013-03-06 ECP Entwicklungsgesellschaft mbH Medizinprodukt mit einem Funktionselement zum invasiven Einsatz im Körper eines Patienten
EP2570143B1 (de) 2011-09-14 2014-01-15 BIOTRONIK SE & Co. KG Implantierbares kardiales Therapiergerät
US9517348B2 (en) 2011-09-14 2016-12-13 Biotronik Se & Co. Kg Implantable cardiac therapy device
US8864643B2 (en) 2011-10-13 2014-10-21 Thoratec Corporation Pump and method for mixed flow blood pumping
WO2013061280A1 (en) 2011-10-28 2013-05-02 Hemodynamix Medical Systems Inc. Fluid temperature and flow sensor apparatus and system for cardiovascular and other medical applications
US20130116575A1 (en) 2011-11-04 2013-05-09 Marlin Mickle Implantable doppler blood flow monitor and doppler probe
US8714017B2 (en) * 2011-11-15 2014-05-06 Hema-Q, Inc. Apparatus for non-invasive determination of sound velocity in a liquid and determining a parameter of the liquid from the sound velocity
ES2973492T3 (es) 2011-11-23 2024-06-20 Abiomed Inc Injerto para ser utilizado con un dispositivo de contrapulsación
TW201336478A (zh) * 2011-12-01 2013-09-16 Maui Imaging Inc 使用以回音為基及多孔徑都卜勒超音波之移動偵測
CN104379507A (zh) 2011-12-22 2015-02-25 环球油品公司 沸石的分层转化合成
EP2617443B1 (de) 2012-01-17 2015-10-21 PulseCath B.V. Druckbetätigte Einzellumen-Blutpumpvorrichtung
NL2008276C2 (en) 2012-02-13 2013-09-02 Egbert Jan Constant Ottevanger Method and system for detecting cardiac tamponade in a patient.
ES3041040T3 (en) 2012-03-26 2025-11-06 Procyrion Inc Systems and methods for fluid flows and/or pressures for circulation and perfusion enhancement
DE102012207053A1 (de) 2012-04-27 2013-10-31 Abiomed Europe Gmbh Intravasale rotationsblutpumpe
DE102012207042B4 (de) 2012-04-27 2017-09-07 Abiomed Europe Gmbh Pulsationsblutpumpe
DE102012207056B4 (de) 2012-04-27 2021-11-11 Abiomed Europe Gmbh Kathethersystem und intravasale blutpumpe mit diesem kathetersystem
DE102012207049A1 (de) 2012-04-27 2015-08-13 Abiomed Europe Gmbh Intravasale rotationsblutpumpe
EP2861124B1 (de) 2012-06-13 2019-06-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Visualisierungssystem für medizinische vorrichtung
TR201207222A2 (tr) 2012-06-21 2012-11-21 Oran B�Lent Damar içi kalp destek cihazı.
EP4186557A1 (de) 2012-07-03 2023-05-31 Tc1 Llc Motoranordnung für katheterpumpe
WO2014011915A2 (en) 2012-07-11 2014-01-16 Robert Bosch Gmbh Self-powered pressure sensor assembly
US20150174307A1 (en) 2012-07-19 2015-06-25 Regents Of The University Of Minnesota Cardiac assist device with pulse wave analysis
JP5660737B2 (ja) 2012-07-20 2015-01-28 日本ライフライン株式会社 電極カテーテルおよびその製造方法
EP2892583B1 (de) 2012-09-05 2023-01-25 Heartware, Inc. Integrierter strömungssensor für ventrikuläres unterstützungssystem
EP2895215A4 (de) 2012-09-13 2016-08-31 Circulite Inc Blutflusssystem mit variabler geschwindigkeitsregelung
EP2897668B1 (de) 2012-09-21 2019-01-09 Reinheart GmbH Herzunterstützungssystem
DE102013012391A1 (de) 2012-09-26 2014-03-27 CircuLite GmbH Pumpe, System mit einer Blutpumpe und Verfahren zur Herstellung einer Blutpumpe
WO2014062827A1 (en) 2012-10-16 2014-04-24 Spence Paul A Devices, systems, and methods for facilitating flow from the heart to a blood pump
US9925354B2 (en) 2012-10-24 2018-03-27 Evergreen Medical Technologies, Inc. Flex circuit ribbon based elongated members and attachments
US9792412B2 (en) 2012-11-01 2017-10-17 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for VOA model generation and use
US9713662B2 (en) 2012-11-30 2017-07-25 The Penn State Research Foundation Smart tip LVAD inlet cannula
US8834345B2 (en) 2013-01-16 2014-09-16 Thoratec Corporation Backflow detection for centrifugal blood pump
US8968174B2 (en) 2013-01-16 2015-03-03 Thoratec Corporation Motor fault monitor for implantable blood pump
US9371826B2 (en) 2013-01-24 2016-06-21 Thoratec Corporation Impeller position compensation using field oriented control
US9556873B2 (en) 2013-02-27 2017-01-31 Tc1 Llc Startup sequence for centrifugal pump with levitated impeller
CA3126978C (en) 2013-03-13 2025-02-06 Magenta Medical Ltd. TURBINE TO BE USED WITH AN AXIAL SUPPORT ELEMENT
US10583231B2 (en) 2013-03-13 2020-03-10 Magenta Medical Ltd. Blood pump
US11033728B2 (en) 2013-03-13 2021-06-15 Tc1 Llc Fluid handling system
JP6530367B2 (ja) 2013-03-13 2019-06-12 ティーシーワン エルエルシー 流体導出入システム
US8882477B2 (en) 2013-03-14 2014-11-11 Circulite, Inc. Magnetically levitated and driven blood pump and method for using the same
US9919088B2 (en) 2013-03-14 2018-03-20 Yale University Implantable heart pump controller
US9789236B2 (en) 2013-03-14 2017-10-17 Yale University Implantable heart pump controller
WO2014143593A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Thoratec Corporation Catheter pump assembly including a stator
WO2014145667A2 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Vascor, Inc. Thoracic aorta ventricular assist system
US9848899B2 (en) 2013-03-15 2017-12-26 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Pressure sensing of irrigant backpressure for aligning directional medical devices with target tissue
JP5608848B2 (ja) 2013-03-27 2014-10-15 株式会社サンメディカル技術研究所 人工心臓制御装置及び人工心臓システム
DE102013013700A1 (de) 2013-04-05 2014-10-09 CircuLite GmbH Implantierbare Blutpumpe, Blutpumpensystem und Verfahren zur Datenübertragung in einem Blutpumpensystem
EP2796156A1 (de) 2013-04-24 2014-10-29 ETH Zurich Biomedizinische Vorrichtung zum Pumpen von Blut eines Patienten oder eines Tieres durch einen sekundären intra- oder extrakorporalen Blutkreislauf
US9713663B2 (en) 2013-04-30 2017-07-25 Tc1 Llc Cardiac pump with speed adapted for ventricle unloading
US10052420B2 (en) 2013-04-30 2018-08-21 Tc1 Llc Heart beat identification and pump speed synchronization
US9631997B2 (en) 2013-05-14 2017-04-25 Infineon Technologies Ag Apparatus for measuring a pressure, a method for manufacturing an apparatus for measuring a pressure and a battery
AU2014268473A1 (en) 2013-05-22 2015-12-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Pressure sensing guidewire systems including an optical connector cable
US9427508B2 (en) 2013-06-04 2016-08-30 Heartware, Inc. Axial flow pump pressure algorithm
WO2014197558A2 (en) 2013-06-04 2014-12-11 Heartware, Inc. Suction detection in an axial blood pump using bemf data
DE102013106352A1 (de) 2013-06-18 2014-12-18 Universität Zu Lübeck Herzunterstützungssystem sowie Herzunterstützungsverfahren
GB201311494D0 (en) 2013-06-27 2013-08-14 Univ Oslo Hf Monitoring of a cardiac assist device
US9968719B2 (en) 2013-07-30 2018-05-15 Heartware, Inc. Wire scaffold device for ventricular assist device
EP2851099A1 (de) 2013-09-20 2015-03-25 Berlin Heart GmbH Blutpumpensteuerungssystem zur Steuerung einer Blutpumpe
EP2851100A1 (de) 2013-09-20 2015-03-25 Berlin Heart GmbH Blutpumpensteuerungssystem und Verfahren zur Steuerung einer Blutpumpe
EP2859911A1 (de) 2013-10-11 2015-04-15 qSTAR Medical SAS Portvorrichtungen für vaskulären Zugang mit integrierten Sensoren
EP2860399A1 (de) 2013-10-14 2015-04-15 ECP Entwicklungsgesellschaft mbH Verfahren zum Betrieb einer Versorgungseinrichtung, die einen Kanal mit einer Flüssigkeit beaufschlagt, sowie Versorgungseinrichtung
CN103519847A (zh) 2013-10-25 2014-01-22 中国科学院深圳先进技术研究院 基于超声回波射频信号的多普勒血流速度估测方法和系统
CN107773273B (zh) 2013-11-19 2023-12-01 港大科桥有限公司 超声流体向量成像装置及其方法
US20150157216A1 (en) 2013-12-06 2015-06-11 Volcano Corporation Device, system, and method for assessing intravascular pressure
WO2015085220A1 (en) 2013-12-06 2015-06-11 Volcano Corporation Device, system, and method for assessing intravascular pressure
JP2015122448A (ja) 2013-12-24 2015-07-02 住友電工プリントサーキット株式会社 フッ素樹脂基材、プリント配線板、生体情報測定デバイス及び人工臓器
US20150365738A1 (en) 2014-01-09 2015-12-17 Rick Purvis Telemetry arrangements for implantable devices
US9707402B2 (en) 2014-02-14 2017-07-18 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Plug-in accessory for configuring a mobile device into an external controller for an implantable medical device
US9616159B2 (en) 2014-03-05 2017-04-11 Medtronic Vascular Galway Modular implantable ventricular assist device
JP6301696B2 (ja) * 2014-03-25 2018-03-28 テルモ株式会社 流量センサ及び流量センサを備えた体外循環装置、及びその制御方法
DE102015004177A1 (de) 2014-04-02 2015-10-08 Em-Tec Gmbh lmplantierbare Sensorik zur lntegration in Herzunterstützungssysteme, Herzunterstützungssystem und Verfahren zur Kontrolle und Steuerung einer Sensorik
WO2015160995A1 (en) 2014-04-15 2015-10-22 Thoratec Corporation Ventricular assist devices
EP3131615B1 (de) 2014-04-15 2021-06-09 Tc1 Llc Sensoren für katheterpumpen
US9694123B2 (en) 2014-04-15 2017-07-04 Tc1 Llc Methods and systems for controlling a blood pump
WO2015160942A1 (en) 2014-04-15 2015-10-22 Thoratec Corporation Catheter pump with off-set motor position
EP3479854A1 (de) 2014-04-15 2019-05-08 Tc1 Llc Katheterpumpe mit zugangsports
US9786150B2 (en) 2014-04-15 2017-10-10 Tci Llc Methods and systems for providing battery feedback to patient
DE102014105861B4 (de) 2014-04-25 2015-11-05 Infineon Technologies Ag Sensorvorrichtung und Verfahren zum Herstellen einer Sensorvorrichtung
US10293090B2 (en) 2014-04-25 2019-05-21 Yale University Percutaneous device and method for promoting movement of a bodily fluid
CN109381756B (zh) 2014-05-19 2021-08-17 马真塔医药有限公司 血液泵浦装置
WO2015179921A1 (en) 2014-05-29 2015-12-03 St Vincent's Hospital Sydney Limited Ventricular assist device method and apparatus
DE102014108530A1 (de) 2014-06-17 2015-12-17 B. Braun Avitum Ag Verfahren zur Sterilisierung eines Hohlfaserfiltermoduls, Hohlfaserfiltermodul mit Verschluss und Sauerstoff absorbierender Verschluss
US9308305B2 (en) 2014-06-18 2016-04-12 Ch Biomedical (Usa) Inc. Implantable blood pump with integrated controller
WO2015195916A1 (en) 2014-06-18 2015-12-23 Eartware, Inc. Methods and devices for identifying suction events
US20160183808A1 (en) 2014-06-26 2016-06-30 Cardiovascular Systems, Inc. Methods, devices and systems for sensing, measuring and/or characterizing vessel and/or lesion compliance and/or elastance changes during vascular procedures
EP2962710A1 (de) 2014-07-03 2016-01-06 Berlin Heart GmbH Verfahren und Herzunterstützungssystem zur Bestimmung eines Auslassdrucks
US9345824B2 (en) 2014-07-07 2016-05-24 Assistocor Gmbh & Co Kg Ventricular assist device
DE102014213233A1 (de) * 2014-07-08 2016-01-14 Continental Automotive Gmbh Vorrichtung zum Bestimmung einer Schallgeschwindigkeit eines Schallsignals in einem Fluid
DE102015112098A1 (de) 2014-07-25 2016-01-28 Minnetronix, Inc. Spulenparameter und Steuerung
WO2016018434A1 (en) 2014-08-01 2016-02-04 Vadovations, Inc. Coring dilator for defining an aperture in a tissue wall
US20160302672A1 (en) 2014-08-04 2016-10-20 Yamil Kuri System and Method for Determining Arterial Compliance and Stiffness
EP3182930B1 (de) 2014-08-18 2020-09-23 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Sensoren für künstliche herzvorrichtungen
EP3200846B1 (de) 2014-10-01 2020-01-15 Heartware, Inc. Backup-controller-system mit aktualisierung
US10456168B2 (en) 2014-10-30 2019-10-29 Peter Osypka Stiftung Transmyocardial insertion unit and its use
CA2967824A1 (en) 2014-11-19 2016-05-26 Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. Ablation devices, systems and methods of using a high-resolution electrode assembly
US20160144166A1 (en) 2014-11-25 2016-05-26 Medtronic Bakken Research Center B.V. Medical lead with thin film
EP3231461B1 (de) 2014-12-12 2019-08-14 Terumo Kabushiki Kaisha Extrakorporale kreislaufvorrichtung
WO2016130846A1 (en) 2015-02-11 2016-08-18 Thoratec Corporation Heart beat identification and pump speed synchronization
US10371152B2 (en) 2015-02-12 2019-08-06 Tc1 Llc Alternating pump gaps
JP2018507085A (ja) 2015-02-24 2018-03-15 ハートウェア、インコーポレイテッド 徐脈治療用血液ポンプ
EP3069741A1 (de) 2015-03-17 2016-09-21 Berlin Heart GmbH Herzpumpeneinrichtung und Verfahren zu ihrem Betrieb
EP3088016A1 (de) 2015-04-29 2016-11-02 Berlin Heart GmbH Pumpeneinrichtung sowie verfahren zum betrieb einer pumpe für flüssigkeiten
US20160317043A1 (en) 2015-04-30 2016-11-03 Withings Weighing scale with extended functions
EP3294369B1 (de) 2015-05-11 2021-09-01 White Swell Medical Ltd Systeme zur druckreduzierung an einem abfluss eines kanals
EP3103391B1 (de) 2015-05-21 2018-10-10 BIOTRONIK SE & Co. KG Implantierbare vorrichtung mit einem sauerstoffsensor
US10391683B2 (en) 2015-05-31 2019-08-27 Purdue Research Foundation Method to genberate an ultra-stretchable electrical and heat conductive arrangement
DE202015009422U1 (de) 2015-06-16 2017-07-12 Berlin Heart Gmbh Implantierbare Herzpumpe
EP3115755B1 (de) * 2015-07-06 2022-02-16 ABB Schweiz AG System und verfahren zur messung einer schallgeschwindigkeit in einer flüssigen oder gasförmigen medium
CN106333707B (zh) 2015-07-09 2020-12-01 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声多普勒图谱校正方法、装置及超声诊断系统
WO2017015210A1 (en) 2015-07-20 2017-01-26 Thoratec Corporation Strain gauge for flow estimation
JP6937299B2 (ja) 2015-07-20 2021-09-22 エル．アイ．エフ．イー． コーポレーション エス．エー．Ｌ．Ｉ．Ｆ．Ｅ． Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ Ｓ．Ａ． センサ及び電子機器を有する衣類用の可撓性織物リボンコネクタ
WO2017015268A1 (en) 2015-07-20 2017-01-26 Thoratec Corporation Flow estimation using hall-effect sensors
EP3135326A1 (de) 2015-08-24 2017-03-01 Berlin Heart GmbH Herzpumpe sowie verfahren zum betrieb einer herzpumpe
EP3135325A1 (de) 2015-08-24 2017-03-01 Berlin Heart GmbH Regeleinrichtung und verfahren für eine herzpumpe
CN117653061A (zh) 2015-09-04 2024-03-08 波士顿科学国际有限公司 压力传感导丝
US11235138B2 (en) 2015-09-25 2022-02-01 Procyrion, Inc. Non-occluding intravascular blood pump providing reduced hemolysis
US10206651B2 (en) 2015-09-30 2019-02-19 General Electric Company Methods and systems for measuring cardiac output
DE102015219263A1 (de) 2015-10-06 2017-04-06 Robert Bosch Gmbh Pumpe für ein ventrikuläres Unterstützungssystem mit tribologischem Beanspruchungssensor und Verwendung
EP3361964A1 (de) 2015-10-14 2018-08-22 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Vorrichtungen und verfahren zur implantation von vaskulären sensoren
EP3365041B1 (de) 2015-10-23 2020-09-16 Heartware, Inc. Physiologisch reaktive blutpumpe für den nachweis und die behandlung von ischämie
WO2017079111A1 (en) 2015-11-02 2017-05-11 Heartware, Inc. Methods and systems for adverse event prediction using pump operating data
DE102015222199A1 (de) 2015-11-11 2017-05-11 Robert Bosch Gmbh Herzunterstützungspumpe, Verfahren zum Betreiben einer Herzunterstützungspumpe und Steuergerät
US10117983B2 (en) 2015-11-16 2018-11-06 Tc1 Llc Pressure/flow characteristic modification of a centrifugal pump in a ventricular assist device
US10130743B2 (en) 2015-11-17 2018-11-20 Dale J. Yeatts Wireless diagnostic system for indirect flow measurement in artificial heart pumps
WO2017087380A1 (en) 2015-11-20 2017-05-26 Tc1 Llc System architecture that allows patient replacement of vad controller/interface module without disconnection of old module
WO2017087785A1 (en) 2015-11-20 2017-05-26 Tc1 Llc Energy management of blood pump controllers
WO2017087717A1 (en) 2015-11-20 2017-05-26 Tc1 Llc Blood pump controllers having daisy-chained batteries
US11324442B1 (en) 2015-11-25 2022-05-10 Maquet Cardiovascular Llc Broadband impedance spectroscopy and its use for tissue welding
EP3181163A1 (de) 2015-12-14 2017-06-21 Berlin Heart GmbH Blutpumpe zur herzunterstützung und verfahren zu ihrem betrieb
US10426879B2 (en) 2015-12-14 2019-10-01 Heartware, Inc. Blood pump with restart lockout
CN108430531B (zh) 2015-12-28 2020-09-22 心脏器械股份有限公司 Vad控制器测试仪
US10722690B2 (en) 2015-12-28 2020-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices with antithrombogenic coatings
EP3397298B1 (de) 2015-12-28 2023-07-26 Heartware, Inc. Pumpenmotorsteuerung mit adaptivem anlauf
US9883836B2 (en) 2016-02-08 2018-02-06 International Business Machines Corporation Embedded device for flow monitoring
EP3205359B1 (de) 2016-02-11 2018-08-29 Abiomed Europe GmbH Blutpumpensystem
EP3205360B1 (de) 2016-02-11 2018-08-29 Abiomed Europe GmbH Blutpumpe
CN108463715A (zh) 2016-03-08 2018-08-28 泰尔茂株式会社 成分测定装置、成分测定方法以及成分测定程序
JP2017176719A (ja) 2016-03-31 2017-10-05 日本ゼオン株式会社 カテーテル
TW202233270A (zh) 2016-04-29 2022-09-01 美商亞提歐醫藥公司 用於運輸血液至血泵系統之導管及血泵系統
CN206007680U (zh) 2016-05-16 2017-03-15 北京精密机电控制设备研究所 一种植入式心室辅助装置
AU2017279518B2 (en) 2016-06-06 2022-05-26 Abiomed, Inc. Blood pump assembly having a sensor and a sensor shield
EP3263148B1 (de) 2016-06-29 2019-05-08 Berlin Heart GmbH Verfahren zur ermittlung von betriebsparametern einer blutpumpe
EP3478333B1 (de) 2016-07-01 2024-09-25 Heartware, Inc. Signalverarbeitungsschaltung zur bewahrung des flüssigkeitshaushalts
US10213537B2 (en) 2016-07-19 2019-02-26 Heartware, Inc. Ventricular assist devices and integrated sensors thereof
CN109562211B (zh) 2016-08-01 2021-07-06 心脏器械股份有限公司 基于vad电流波形的心率确定
EP3490628B1 (de) 2016-08-01 2021-02-24 Heartware, Inc. Vad mit aortenklappenöffnungserkennung
US10660998B2 (en) 2016-08-12 2020-05-26 Tci Llc Devices and methods for monitoring bearing and seal performance
DK3287154T3 (da) 2016-08-23 2019-11-18 Abiomed Europe Gmbh Ventrikulær hjælpeindretning
EP3509662B1 (de) 2016-09-06 2020-12-30 Heartware, Inc. Integrierte sensoren für intraventrikuläres herzunterstützungssystem
MX2019002735A (es) 2016-09-08 2019-08-26 Kk Advance Sistema de administracion de informacion de diferencias individuales en tratamiento de dialisis.
CN114432589B (zh) 2016-09-19 2025-05-09 阿比奥梅德公司 量化心脏功能并促进心脏恢复的心血管辅助系统
JP6791976B2 (ja) 2016-09-29 2020-11-25 テルモ株式会社 制御装置、画像診断装置、制御装置の処理方法およびプログラム
CN115814236A (zh) 2016-10-05 2023-03-21 祥丰医疗私人有限公司 一种导管
DK3311859T3 (da) 2016-10-19 2020-02-03 Abiomed Europe Gmbh Ventrikulær hjælpeindretningsstyring
DE102016013334B3 (de) 2016-11-10 2018-04-05 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Medizinisches Gerät mit einem Verbindungsstück für die Herstellung einer Flüssigkeitsverbindung zwischen flüssigkeitsführenden Leitungen
EP3335741A1 (de) 2016-12-14 2018-06-20 Berlin Heart GmbH Steuervorrichtung für eine implantierbare herzpumpe mit zwei implantierbaren steuereinheiten und mit einem mit diesen verbundenen implantierbaren schalter
JP6309606B1 (ja) 2016-12-21 2018-04-11 三井電気精機株式会社 遠心分離システム
EP3357523B1 (de) 2017-02-07 2021-01-20 Abiomed Europe GmbH Blutpumpe
AU2018239421B2 (en) 2017-03-21 2023-03-16 Abiomed, Inc. System and method for determining native cardiac output while continuing support to the heart with a catheter-mounted intracardiac blood pump having an imbedded thermistor
WO2018183568A1 (en) 2017-03-29 2018-10-04 Tc1 Llc Pressure sensing ventricular assist devices and methods of use
WO2018183567A1 (en) 2017-03-29 2018-10-04 Tc1 Llc Communication methods and architecture for heart treatment systems
EP3928830B1 (de) 2017-03-29 2024-07-10 Tc1 Llc Einstellung eines pumpenprotokolls basierend auf unregelmässigem herzrhythmus
AU2018242620B2 (en) 2017-03-31 2023-11-16 CorWave SA Implantable pump system having a rectangular membrane
US10863915B2 (en) 2017-04-18 2020-12-15 Boston Scientific Scimed Inc Annotation histogram
WO2018200163A1 (en) 2017-04-25 2018-11-01 Heartware, Inc. Anti-thrombus surface potential ceramic element
US10404093B2 (en) 2017-04-26 2019-09-03 Biosense Webster (Israel) Ltd. Using location transmission signals for charging a wireless medical tool of an electromagnetic navigation system
EP3398626B1 (de) 2017-05-04 2021-02-24 Abiomed Europe GmbH Intravaskuläre blutpumpe mit ballon
CN110650756B (zh) 2017-05-16 2022-12-27 心脏器械股份有限公司 心室内流动可植入pv环路系统
US11944495B2 (en) * 2017-05-31 2024-04-02 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable ultrasonic vascular sensor
CN115814262B (zh) 2017-06-09 2025-09-16 阿比奥梅德公司 用于调节血液泵支持的对心脏参数的确定
WO2018236815A1 (en) 2017-06-20 2018-12-27 Boston Scientific Scimed, Inc. DEVICES AND METHODS FOR DETERMINING BLOOD FLOW AROUND BODY LIGHT
US11217344B2 (en) 2017-06-23 2022-01-04 Abiomed, Inc. Systems and methods for capturing data from a medical device
JP7208896B2 (ja) 2017-07-10 2023-01-19 テルモ株式会社 圧力検知装置および体外循環装置
EP3651822B1 (de) 2017-07-13 2022-03-30 Heartware, Inc. Hvad-zirkadian-tracker (phi+)
EP3443993A1 (de) 2017-08-17 2019-02-20 Berlin Heart GmbH Pumpe mit einem rotorsensor zur erfassung von physiologischen parametern, strömungs- und bewegungsparametern
WO2019036198A1 (en) 2017-08-18 2019-02-21 Heartware, Inc. DETECTION AND REMOVAL OF THROMBUS USING A FLEXIBLE ELECTRONIC SENSOR AND A TRANSMITTER
CN111032111A (zh) 2017-08-18 2020-04-17 心脏器械股份有限公司 血泵中的治疗性紫外线血液处理
CN107632167B (zh) 2017-08-21 2019-12-06 天津大学 基于超声脉冲多普勒与电学多传感器的两相流流速测量方法
SG11202002430PA (en) 2017-09-19 2020-04-29 Abiomed Inc Systems and methods for time-based one-time password management for a medical device
WO2019067230A1 (en) 2017-09-26 2019-04-04 Heartware, Inc. INSTRUMENTED KINEMATIC CHAIN USING A SENSORY ARRAY OF FLEXIBLE ARTIFICIAL SKIN
US10806840B2 (en) 2017-10-13 2020-10-20 Heartware, Inc. Dynamic HQ for closed loop control
ES2822984T3 (es) 2017-10-20 2021-05-05 Pulsecath B V Sistema de bomba de catéter
JP2019080749A (ja) 2017-10-30 2019-05-30 テルモ株式会社 治療方法
EP3720520B1 (de) 2017-12-05 2024-07-03 Heartware, Inc. Blutpumpe mit laufradspüloperation
US11696782B2 (en) 2017-12-12 2023-07-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Rotational medical device
EP4520359A3 (de) 2017-12-19 2025-04-30 Boston Scientific Scimed Inc. Herzfrequenzmessung mit blutpumpenlaufradposition
ES2994022T3 (en) 2017-12-21 2025-01-16 Abiomed Inc Systems and methods for predicting patient health status
EP3508230A1 (de) 2018-01-09 2019-07-10 Abiomed Europe GmbH Verfahren und vorrichtung zur kalibrierung und verwendung bei der schätzung des blutflusses in einer intravaskulären blutpumpe
CN111556764B (zh) 2018-01-10 2023-07-07 马真塔医药有限公司 心室辅助装置
IL320637A (en) 2018-01-10 2025-07-01 Tufts Medical Ct Inc Systems and methods for unloading the left ventricle in the treatment of myocardial infarction
EP3737310B1 (de) 2018-01-10 2022-07-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Medizinische drehvorrichtung
US10905808B2 (en) 2018-01-10 2021-02-02 Magenta Medical Ltd. Drive cable for use with a blood pump
US11154702B2 (en) 2018-01-26 2021-10-26 Heartware, Inc. Early warning of LVAD thrombus formation
WO2019152363A1 (en) 2018-01-31 2019-08-08 Heartware, Inc. Axial blood pump with impeller rinse operation
US11540732B2 (en) 2018-02-22 2023-01-03 Welling Medical B.V. Dual pressure sensor aortic-valve catheter
JP7024103B2 (ja) 2018-02-23 2022-02-22 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド 逐次生理学的測定による血管の評価方法
EP4461341A3 (de) 2018-03-15 2025-01-15 Tc1 Llc Verfahren und systeme zur verhinderung von rechtsherzinsuffizienz
KR102784312B1 (ko) 2018-03-16 2025-03-19 아비오메드, 인크. 심장 펌프 위치 추정 시스템 및 방법
US10940251B2 (en) 2018-03-20 2021-03-09 Tc1 Llc Mechanical gauge for estimating inductance changes in resonant power transfer systems with flexible coils for use with implanted medical devices
WO2019182691A1 (en) 2018-03-21 2019-09-26 Tc1 Llc Improved driveline connectors and methods for use with heart pump controllers
US11389641B2 (en) 2018-03-21 2022-07-19 Tc1 Llc Modular flying lead cable and methods for use with heart pump controllers
EP3768156B1 (de) 2018-03-23 2023-09-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Medizinische vorrichtung mit drucksensor
CN111970975B (zh) 2018-03-29 2024-04-09 泰尔茂株式会社 拍摄设备
US12048797B2 (en) 2018-04-06 2024-07-30 Kanha Vijay SINGRU Ventricular decompression and assisting apparatus
EP3773783B1 (de) 2018-04-06 2025-11-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Mehrfacheingabealgorithmus zur geschwindigkeitsreaktion für eine blutpumpe
WO2019204219A1 (en) 2018-04-18 2019-10-24 Boston Scientific Scimed, Inc. System for assessing a vessel with sequential physiological measurements
US11298519B2 (en) 2018-05-08 2022-04-12 Abiomed, Inc. Use of cardiac assist device to improve kidney function
CN111757761B (zh) 2018-05-10 2024-07-12 心脏器械股份有限公司 带有场定向控制的轴流泵压力算法
US11141580B2 (en) 2018-05-15 2021-10-12 Cardiovascular Systems, Inc. Intravascular blood pump system with integrated conductor(s) in housing and methods thereof
US11167121B2 (en) 2018-05-15 2021-11-09 Cardiovascular Systems, Inc. Intravascular pump with integrated isolated conductor(s) and methods thereof
DE102018207611A1 (de) 2018-05-16 2019-11-21 Kardion Gmbh Rotorlagerungssystem
CN111989128B (zh) 2018-05-17 2024-10-25 心脏器械股份有限公司 用于在lvad中的瞬时抽吸检测算法的电流-速度关系
EP3574932A1 (de) 2018-05-28 2019-12-04 Berlin Heart GmbH Blutpumpe
DE102018208536A1 (de) 2018-05-30 2019-12-05 Kardion Gmbh Leitungsvorrichtung zum Leiten eines Blutstroms für ein Herzunterstützungssystem, Verfahren zum Herstellen einer Leitungsvorrichtung und Verfahren zum Montieren eines Herzunterstützungssystems
DE102018208538A1 (de) 2018-05-30 2019-12-05 Kardion Gmbh Intravasale Blutpumpe und Verfahren zur Herstellung von elektrischen Leiterbahnen
US11224736B2 (en) 2018-05-31 2022-01-18 Tc1 Llc Blood pump controllers
JP6928188B2 (ja) 2018-06-01 2021-09-01 エフビーアール・メディカル・インコーポレイテッド 一定直径の羽根車を備えたカテーテルポンプ
DE102018208911A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Leitungsvorrichtung für ein Herzunterstützungssystem und Verfahren zum Herstellen einer Leitungsvorrichtung
DE102018208929A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung einer Strömungsgeschwindigkeit eines durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem strömenden Fluids
DE102018208927A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Implantierbare Einrichtung zum Ermitteln eines Fluid-Volumenstroms durch ein Blutgefäß
DE102018208945A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Analysevorrichtung und Verfahren zum Analysieren einer Viskosität eines Fluids
DE102018208879A1 (de) 2018-06-06 2020-01-30 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung eines Fluid-Gesamtvolumenstroms im Bereich eines implantierten, vaskuläres Unterstützungssystems
DE102018208899A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zum Ermitteln der Schallgeschwindigkeit in einem Fluid im Bereich eines implantierten, vaskulären Unterstützungssystems
DE102018208913A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zum Betreiben eines implantierten, ventrikulären Unterstützungssystems
DE102018208862A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem
DE102018208892A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Sensorkopfvorrichtung für ein minimalinvasives Herzunterstützungssystem und Verfahren zum Herstellen einer Sensorkopfvorrichtung für ein Herzunterstützungssystem
DE102018208933A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung einer Strömungsgeschwindigkeit eines durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem strömenden Fluids
DE102018208931A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Vorrichtung zum Bestimmen eines Herzzeitvolumens für ein Herzunterstützungssystem, Herzunterstützungssystem und Verfahren zum Bestimmen eines Herzzeitvolumens
DE102018208870A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung eines Fluid-Volumenstroms durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem
DE102018208936A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Bestimmvorrichtung und Verfahren zum Bestimmen einer Viskosität eines Fluids
DE102018208916A1 (de) 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Sensorikeinheit für ein Implantationssystem zur medizinischen Unterstützung eines Patienten und Verfahren zum Herstellen einer Sensorikeinheit
EP3809959B1 (de) 2018-06-19 2023-07-26 Abiomed, Inc. Systeme zur bestimmung der herzleistung
DE102018210076A1 (de) 2018-06-21 2019-12-24 Kardion Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Erkennen eines Verschleißzustands eines Herzunterstützungssystems, Verfahren und Vorrichtung zum Betreiben eines Herzunterstützungssystems und Herzunterstützungssystem
US11241570B2 (en) 2018-07-17 2022-02-08 Tc1 Llc Systems and methods for inertial sensing for VAD diagnostics and closed loop control
DE102018212153A1 (de) 2018-07-20 2020-01-23 Kardion Gmbh Zulaufleitung für eine Pumpeneinheit eines Herzunterstützungssystems, Herzunterstützungssystem und Verfahren zum Herstellen einer Zulaufleitung für eine Pumpeneinheit eines Herzunterstützungssystems
DE102018213151A1 (de) 2018-08-07 2020-02-13 Kardion Gmbh Implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem
DE102018213350A1 (de) 2018-08-08 2020-02-13 Kardion Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Überwachung eines Gesundheitszustands des Patienten
US11120908B2 (en) 2018-09-20 2021-09-14 Abiomed, Inc. Data storage and retrieval system for non-contiguous medical device operational data
IL314934A (en) 2018-09-21 2024-10-01 Abiomed Inc Use of optical fiber sensor as a diagnostic tool in catheter-based medical devices
DE102018216305A1 (de) 2018-09-25 2020-03-26 Kardion Gmbh Verfahren zur Bestimmung einer Strömungsgeschwindigkeit eines durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem strömenden Fluids
WO2020068333A1 (en) 2018-09-25 2020-04-02 Tc1 Llc Adaptive speed control algorithms and controllers for optimizing flow in ventricular assist devices
EP3856275B1 (de) 2018-09-27 2023-01-18 Heartware, Inc. Mad-schätzung an vad-patienten
DE102018218770A1 (de) 2018-11-02 2020-05-07 Kardion Gmbh System und Verfahren zur Steuerung eines Herzunterstützungssystems
CN209790495U (zh) 2018-11-15 2019-12-17 安徽通灵仿生科技有限公司 一种辅助左心室功能的搏动式导管装置
EP3656411A1 (de) 2018-11-26 2020-05-27 Berlin Heart GmbH Blutpumpe zum unterstützen einer herzfunktion und verfahren zur herstellung eines pumpengehäuses einer blutpumpe
DE102018220658A1 (de) 2018-11-30 2020-06-04 Kardion Gmbh Herzunterstützungssystem und Verfahren zur optischen Spektroskopie unter Verwendung eines Herzunterstützungssystems
WO2020132051A1 (en) 2018-12-19 2020-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Dampening element for fluid management system
DE102018222505A1 (de) 2018-12-20 2020-06-25 Kardion Gmbh Dehnbares Textil und Tragesystem zur Anwendung an einem Körper eines Patienten sowie Herzunterstützungssystem
US11684769B2 (en) 2018-12-21 2023-06-27 Tc1 Llc Implantable blood pump assembly including pressure sensor and methods of assembling same
WO2020132390A1 (en) 2018-12-21 2020-06-25 Abiomed, Inc. Using natural language processing to find adverse events
IL284647B2 (en) 2019-01-16 2025-07-01 Abiomed Inc Left ventricular volume and cardiac output estimation using machine learning model
EP3782665B1 (de) 2019-01-24 2021-08-25 Magenta Medical Ltd. Ventrikelunterstützungsvorrichtung
WO2020176170A1 (en) 2019-02-28 2020-09-03 Tc1 Llc Inflow cannula including expandable sleeve and methods of implanting same
US11413445B2 (en) 2019-03-12 2022-08-16 Heartware, Inc. Method of monitoring health conditions of a patient having an implantable blood pump
US12097016B2 (en) 2019-03-14 2024-09-24 Abiomed, Inc. Blood flow rate measurement system
US11337724B2 (en) 2019-03-15 2022-05-24 Terumo Kabushiki Kaisha Method and system for controlling rotational speed of an agitator or catheter
US10824898B2 (en) 2019-03-21 2020-11-03 Abiomed, Inc. Intelligent image segmentation prior to optical character recognition (OCR)
US12257021B2 (en) 2019-03-26 2025-03-25 Abiomed, Inc. Dynamically adjustable frame rate from medical device controller
US20200312450A1 (en) 2019-03-30 2020-10-01 Abiomed, Inc. Medical Device Location and Tracking System
CN109939282A (zh) 2019-04-23 2019-06-28 四川大学 一种经皮左心辅助循环系统
CN210020563U (zh) 2019-04-23 2020-02-07 四川大学 一种经皮左心辅助循环系统
CN114040702A (zh) 2019-04-30 2022-02-11 Gentuity有限责任公司 具有流体加压元件的成像探头
CA3132063A1 (en) 2019-05-17 2020-11-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical imaging devices and systems
AU2020277752B2 (en) 2019-05-23 2025-03-06 Magenta Medical Ltd Blood pumps
US11581083B2 (en) 2019-05-31 2023-02-14 Abiomed, Inc. Intra-aortic pressure forecasting
US11931528B2 (en) 2019-06-07 2024-03-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Zero force catheter
EP3753594A1 (de) 2019-06-18 2020-12-23 Abiomed Europe GmbH System und verfahren zur vorbereitung eines katheters vor gebruach
CA3143978A1 (en) 2019-06-28 2020-12-30 Abiomed, Inc. Blood pump with capability of electrocardiogram (ekg) monitoring, defibrillation and pacing
US11527322B2 (en) 2019-06-30 2022-12-13 Abiomed, Inc. Context-based user interface to medical database
US12102815B2 (en) 2019-09-25 2024-10-01 Shifamed Holdings, Llc Catheter blood pumps and collapsible pump housings
US11583347B2 (en) 2019-10-31 2023-02-21 Terumo Cardiovascular Systems Corporation Heart-lung machine with augmented reality display
AU2020376906B2 (en) 2019-11-01 2024-09-05 Terumo Cardiovascular Systems Corporation Semi-autonomous medical systems and methods
US11707617B2 (en) 2019-11-22 2023-07-25 Heartware, Inc. Method to extract and quantify the cardiac end diastolic point/mitral valve closing point from the HVAD estimated flow waveform
WO2021126683A1 (en) 2019-12-20 2021-06-24 Tc1 Llc Systems and methods for personalized cardiovascular analyses
US11806518B2 (en) 2020-01-10 2023-11-07 Heartware, Inc. Passive thrust bearing angle
US11832868B2 (en) 2020-01-28 2023-12-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Measuring the presence time of a catheter in a patient during a medical procedure
DE102020102473A1 (de) 2020-01-31 2021-08-05 Kardion Gmbh Pumpe zum Fördern eines Fluids und Verfahren zum Herstellen einer Pumpe
EP3884970A1 (de) 2020-03-27 2021-09-29 Abiomed Europe GmbH Vorrichtung und verfahren zur bestimmung eines co2-partialdruckwerts auf der blutseite eines oxygenators
KR102821548B1 (ko) 2020-04-06 2025-06-19 보스톤 싸이엔티픽 싸이메드 인코포레이티드 이미지 프로세싱 시스템들 및 이의 사용 방법들
CA3176272A1 (en) 2020-04-07 2021-10-14 Magenta Medical Ltd Ventricular assist device
EP4138649B1 (de) 2020-04-23 2025-09-24 Shifamed Holdings, LLC Intrakardiale sensoren mit schaltbaren konfigurationen und zugehörige systeme und verfahren
US11694539B2 (en) 2020-06-16 2023-07-04 Heartware, Inc. Notification system for low-level preventative LVAD alerts
WO2022067301A1 (en) 2020-09-25 2022-03-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical imaging device
USD1017699S1 (en) 2020-09-25 2024-03-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Indicator sticker with combined inner and outer portions
WO2022072974A1 (en) 2020-09-30 2022-04-07 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Adjustment of advertising interval in communications between an implantable medical device and an external device
US12318601B2 (en) 2020-10-07 2025-06-03 Abiomed Europe Gmbh Electrode assembly patch for conductance and admittance measurements
CA3199214A1 (en) 2020-11-20 2022-05-27 Marvin MITZE Mechanical circulatory support system with insertion tool
WO2022173970A1 (en) 2021-02-10 2022-08-18 Shifamed Holdings, Llc Catheter blood pumps with collapsible pump housing and sensor system
CN118103106A (zh) 2021-09-23 2024-05-28 开迪恩有限公司 用于制造心脏支持系统的方法和设备
US20230191141A1 (en) 2021-10-07 2023-06-22 Kardion Gmbh Transcutaneous energy transfer
EP4252825A3 (de) 2021-10-11 2023-12-27 Magenta Medical Ltd. Ventrikuläre hilfsvorrichtung
USD1017634S1 (en) 2021-11-02 2024-03-12 Abiomed, Inc. Display panel or portion thereof with graphical user interface
USD1014552S1 (en) 2021-11-02 2024-02-13 Abiomed, Inc. Display panel or portion thereof with graphical user interface
US20230173250A1 (en) 2021-12-03 2023-06-08 Kardion Gmbh Cardiac pump with optical fiber for laser doppler
USD1001145S1 (en) 2021-12-10 2023-10-10 Abiomed, Inc. Display panel or portion thereof with graphical user interface
USD1001146S1 (en) 2021-12-10 2023-10-10 Abiomed, Inc. Display panel or portion thereof with graphical user interface
USD1012284S1 (en) 2022-02-09 2024-01-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device system and removable connectors set
US20240011808A1 (en) 2022-07-11 2024-01-11 Kardion Gmbh Laser doppler velocimetry flow measurement
US20240074828A1 (en) 2022-09-06 2024-03-07 Kardion Gmbh Medical device holding and mounting system

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